JP2002502653A - Imaging and characterization of brain tissue - Google Patents

Imaging and characterization of brain tissue

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Abstract

(57)【要約】 被検者の脳組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで頭蓋を横断して検査するための光学的システム(15,45,100,150,200,260または300)を使用する光学的検査技術。 (57) Abstract: The brain tissue of a subject, in vivo, an optical system for inspecting across the skull without damaging the healthy tissue (15,45,100,150,200, optical inspection techniques using 260 or 300). 光学的システムは、頭部の外側に設置するように配置されている光学的モジュール(12または14)、コントローラおよびプロセッサを含む。 Optical system, the optical module which is arranged to be installed on the outside of the head (12 or 14), a controller and a processor. 光学的モジュールは、生物学的組織内に、多数の光子伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーおよび光学的検出ポートのアレーを含む。 Optical module, in a biological tissue, in order to form a large number of photons propagation path, including an array of arrays and optical detection port of an optical input port located on the selected geometric pattern within. 各光学的入力ポートは、光源が放射した可視光線または赤外線を検査対象の組織内に導入するように構成されている。 Each optical input port, the light source is configured to introduce the radiation was visible or inspected in the organization infrared. 各光学的検出ポートは、上記組織から光検出装置に光を供給する。 Each optical detection port, providing light to the light detector from the tissue. コントローラは、光検出装置が、上記光子伝播経路の中の少なくとも一つを伝播した光を検出するように、一つまたはいくつかの光源および光検出装置を作動するように構成され、配置されている。 Controller, light detecting device, to detect light propagated through at least one of said photon migration paths, is configured to operate one or several light sources and a photodetector, are arranged there. プロセッサは、検出した光に対応する信号を受信し、少なくとも二つのデータ・セット、すなわち、検査対象の組織領域内の血液量を表わす第一のデータ・セットと、検査対象の組織の血液の酸素結合量を表わす第二のデータ・セットを形成する。 The processor receives signals corresponding to the detected light, at least two data sets, i.e., a first data set representing blood volume in the tissue region to be examined, the oxygen of the blood tissue to be examined forming a second data set representing the amount of binding. 上記プロセッサは、上記検査対象の組織内の異常な組織を検出するために、上記第一のデータ・セットおよび上記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置されている。 The processor, in order to detect abnormal tissue in the tissue of the inspection object are disposed so as to check the correlation of the first data set and said second data set.

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【発明の分野】 FIELD OF THE INVENTION

本発明は、可視光線または赤外線による、生物学的組織の画像形成、定性的または定量的特徴表示、特に脳組織の画像形成および特徴表示に関する。 The present invention, by visible light or infrared, imaging of biological tissue, to qualitative or quantitative characterization, especially imaging and characterization of brain tissue.

【0002】 [0002]

【発明の背景】 BACKGROUND OF THE INVENTION

本出願は、1998年2月11日付の米国仮特許出願第60/074,294 This application, US Provisional Patent dated February 11, 1998 application Ser. No. 60 / 074,294
号および1998年8月26日付の米国仮特許出願第60/098,018号の優先権を主張する。 Nos and claims priority to August 1998 dated 26 days US Provisional Patent Application No. 60 / 098,018. 両方とも、これらの米国仮特許出願の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。 Both the full text of these U.S. Provisional Patent Application is incorporated herein by reference.

【0003】 従来は、生物学的組織を検査したり、画像形成するのにX線またはγ線が使用されてきた。 Conventionally, checking biological tissue, X-rays or γ-rays to form an image have been used. これらのX線およびγ線は、組織内を真っ直ぐな弾道の軌跡を伝播する。 These X-rays and γ-rays propagate the trajectory of a straight trajectory through the tissue. すなわち、これらの放射線の散乱は無視することができる。 That is, the scattering of radiation can be ignored. それ故、画像は、異なる組織のタイプの吸収レベルの評価に基づいて形成される。 Therefore, the image is formed based on the evaluation of the different tissue types in the absorption level. 例えば、レントゲン撮影の場合には、X線フィルムは、陰の部分と明るい部分とを含んでいる。 For example, in the case of X-ray photography, X-rays films, and a portion and the bright portion of the shade. コンピュータ断層撮影(CT)のような、もっと複雑なシステムの場合には、人間の器官の横断写真は、異なる角度から人体の一部を通してX線を透過させ、X線透過の変動を電子的に検出することにより作成された。 Such as computed tomography (CT), more in the case of complex systems, cross photo human organs, by transmitting X-rays through the part of the body from different angles, the variation of the X-ray transmission electronically It created by detecting. 検出された強度情報は、コンピュータにデジタル的に記憶され、コンピュータは、一つの断面に位置する多数の点のところの組織のX線吸収を再構成する。 The detected intensity information is digitally stored in a computer, the computer reconstructs the X-ray absorption of the tissue at a plurality of points located in one cross-section.

【0004】 組織(例えば、脳、指または耳たぶ)内の酸素代謝を、健康な組織に損傷を与えないで研究するために近赤外線(NIR)が使用されてきた。 [0004] tissues (e.g., brain, finger or earlobe) oxygen metabolism in, near infrared (NIR) has been used to study not to damage the healthy tissue. 医療のための画像形成に可視光線、NIRおよび赤外線(IR)を使用すると、いくつかの利点が得られる。 Using visible light, NIR and infrared (IR) to the image formation for medical provides several advantages. NIRまたはIRの場合には、腫瘍と組織との間のコントラスト因子は、X線の領域より遥かに大きい。 If the NIR or IR, the contrast factor between a tumor and tissue is much larger than the area of ​​the X-ray. さらに、X線よりは可視光線から赤外線の間の光線の方が好ましい。 Furthermore, towards the light between the visible light of infrared preferred over X-ray. 何故なら、これらの光線はイオン化を起こさないので、潜在的な副作用が少ないからである。 Because these rays is because since not cause ionization potential side effects is small. しかし、可視光線から赤外線の範囲の光線は、生物学的組織内での散乱や吸収が大きく、その伝播経路を直線では近似することができず、ある種の横断面の画像形成技術には適用できない。 However, rays in the range of visible light in the infrared has a large scattering and absorption in the biological tissue, can not be the propagation path in a straight line approximates, applied to an image forming technique of certain cross-section Can not.

【0005】 NIR分光測定を使用するコンピュータ断層撮影法は、生体内での画像形成に使用されてきた。 [0005] Computer tomography method using NIR spectrometry has been used for image formation in vivo. この技術は、X線CTにおけるX線放射の使用と同じ方法でN N In this technique, the same method as used for X-ray radiation in X-ray CT
IR放射を使用する。 Using the IR radiation. X線源の代わりに、NIR領域内の光線を放射するいくつかのレーザ・ダイオードが使用される。 Instead of X-ray sources, several laser diodes emitting light in the NIR region are used. NIR−CTは、画像形成される組織を透過したレーザ・ダイオードの光線を検出する一組の光検出器を使用する。 NIR-CT uses a set of photodetectors that detect the light beam of the laser diode which has passed through the tissue to be imaged. 検出されたデータは、X線CTで検出されたX線データが処理されるのと類似の方法でコンピュータにより処理される。 The detected data, X-rays data detected by the X-ray CT is processed by a computer in an analogous manner are processed. いくつかのNIR−CTシステムが、非イオン化放射の散乱特性を認識し、それに従って、X線CTのアルゴリズムを修正した。 Some NIR-CT system recognizes the scattering properties of non-ionizing radiation, accordingly, to modify the algorithm of the X-ray CT.

【0006】 上記X線技術またはγ線技術は、組織の腫瘍を検出するのに使用されてきた。 [0006] The X-ray techniques or γ-ray techniques have been used to detect tissue tumors.
「血管形成」という用語は、組織または器官内への新しい血管の発生を意味する。 The term "angiogenesis" means the generation of new blood vessels into a tissue or organ. 正常な生理学的条件の下では、人間または動物は、非常に特殊な制限された状況の場合にだけ血管形成を起こす。 Under normal physiological conditions, humans or animals undergo only angiogenesis in case of very specific restricted situations. 例えば、血管形成は、通常、治りかけている傷口、3ヶ月以上または以下の発育中の胎児、および黄体、子宮内膜および胎盤の形成中に観察される。 For example, angiogenesis is normally wound that burdens healing is observed over 3 months or less developing fetus, and the corpus luteum, during the formation of the endometrium and placenta.

【0007】 制御されている血管形成および制御されていない血管形成は、類似の方法で進行するものと考えられている。 [0007] Vascular not angiogenesis and control are controlled formation is believed to proceed in a similar manner. 頑固で野放図な血管形成は、多くの疾病状態、腫瘍転移および内皮細胞の異常な成長の際に発生し、これらの状態の際に見られる病理学的損傷を引き起こす。 Stubborn and unbridled angiogenesis, many disease states, and occurs during the abnormal growth of tumor metastasis, and endothelial cells, causes pathological damage seen in these conditions. 野放図な血管形成が見られるいくつかの病理学的疾病状況は、血管形成依存または血管形成関連疾病として分類されてきた。 Several pathological disease situation unbridled angiogenesis is observed, it has been classified as angiogenic dependent or angiogenic associated diseases. 腫瘍の成長は血管形成に依存するという仮説が1971年に最初に提案された。 Tumor growth hypothesis that depends on the blood vessel formation was first proposed in 1971. (19 (19
71年発行の、N. Issued 71 years, N. Engl. Engl. Jour. Jour. Med. Med. の285号の1182〜11 1182-11 of 285 No.
86ページ掲載の、フォークマン J. Of 86 pages published, Folkman J. の「腫瘍血管形成:治療関連参照)上記論文を最も簡単な形で説明すると、「腫瘍の『着床『が起こると、腫瘍細胞の数の増大に先だって、腫瘍に集中する新しい毛細血管が増大しなければならない」 In "Tumor angiogenesis: therapeutic Related Reference) To describe in the simplest form the article, the" implantation of "tumor" takes place, prior to the increase in the number of tumor cells, increasing new capillaries to concentrate on tumor Must"
ということになる。 It turns out that. 腫瘍の『着床『は、その内部で体積が数立方ミリであり、細胞の数が数百万以下の腫瘍細胞の数が、現在のホストである微細血管上で生存できる腫瘍の成長の前血管段階を示すものと見なされる。 "Implantation" is a tumor, a volume of a few cubic millimeters therein, the number of several millions following tumor cell cells, prior to the growth of tumors that can survive on microvessels is the current host It is considered to indicate a vascular stage. この段階を越えて腫瘍が大きくなるには、新しい毛細血管の発生が必要である。 The tumor is larger beyond this stage, there is a need for development of new capillary blood vessels. この仮説は、多くの刊行物に掲載され、文書化されている。 This hypothesis, appeared in many publications, has been documented.

【0008】 腫瘍だけを検出し、画像形成し、特徴を表示することができる、または上記技術に関連する、健康な組織に損傷を与えない、比較的安価な技術技術の開発が依然として待望されている。 [0008] detects only the tumor, imaged, can be displayed, wherein, or related to the above techniques, no damage to the healthy tissue, are still awaited development of relatively inexpensive technology techniques there. さらに、病気または機能障害を検出するために、脳組織の特徴を表示することができる、健康な組織に損傷を与えない、比較的安価な技術の開発も依然として待望されている。 Furthermore, in order to detect the disease or dysfunction, it is possible to display the characteristics of brain tissue, does not damage the healthy tissue, it is also still awaited development of relatively inexpensive technology.

【0009】 [0009]

【発明の概要】 SUMMARY OF THE INVENTION

本発明は、生物学的組織を検査するための特に、可視光線または赤外線を使用して、頭部を横切って脳組織を光学的に検査またはモニタするための、いくつかの新規な装置および方法を含む。 The present invention, in particular for examining the biological tissue using visible light or infrared, head and for inspecting or monitoring the brain tissue optically across, several novel devices and methods including. 上記光学的検査技術は、単独で、脳組織の異常を検出し、特徴を表示することもできるし、(CTを含む)X線技術、磁気共鳴画像形成(MRIまたはfMRI)またはPETと併用することもできる。 The optical inspection techniques, alone, to detect the abnormality of the brain tissue, can either be displayed feature, in combination with (including CT) X-ray techniques, magnetic resonance imaging (MRI or fMRI) or PET it is also possible.

【0010】 上記新規な技術は、頭部上に設置された異なる一つの光学的モジュール、または意識のあるまたは意識のない患者の左右の脳半球上に設置されている数個の光学的モジュールを使用することができる。 [0010] The novel technique, several optical module installed with or on hemispheres of the left and right of the patient unconscious of the installed different one optical module on the head or consciousness, it can be used. 頭部内に疑わしい構造体を検出した場合には、上記技術は、異なる波長で光学的データを収集することにより、また組織の代謝(または代謝の低下)、生化学、(血管形成を含む)病態生理学に関連する、一つまたはいくつかの組織特有の特徴を生成することにより、(例えば、 If it detects a suspicious structure in the head, the techniques (including angiogenesis) differ by collecting optical data at a wavelength, also tissue metabolism (or decreased metabolism), Biochemistry, related pathophysiology, by generating one or several tissue specific characteristics, (e.g.,
組織の塊、流体量のような)構造体の特徴を、健康な組織に損傷を与えないで、 Tissue mass, such as a fluid quantity) characteristics of the structure, without damage to healthy tissue,
表示することができる。 It can be displayed.

【0011】 ある観点から見た場合、この光学的検査技術は、被検者の生物学的組織のある量を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査を行うための、光学的システムを使用する。 [0011] When viewed from a certain viewpoint, the optical inspection techniques, an amount of a biological tissue of a subject, in vivo, for inspecting without damaging the healthy tissues, optical to use the systems. 上記光学的検査システムは、光学的モジュール、コントローラおよびプロセッサを含む。 The optical inspection system includes an optical module, a controller and a processor. 上記光学的モジュールは、および生物学的組織内に、 In the optical module, and a biological tissue,
多数の光源−検出装置間光子伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する、光学的入力ポートのアレー、および検出ポートのアレーを含む。 Multiple light sources - in order to form the detector between a photon propagation path, located in the selected geometric pattern within the optical input ports of the array, and the array of detection ports. 各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外線を導入するように構成されている。 Each optical input port is constructed to introduce visible or infrared light emitted from the light source. 各光学的検出ポートは、組織から光検出装置に光を供給するように構成されている。 Each optical detection port is constructed to provide light to the light detector from the tissue. コントローラは、光検出装置が、上記光源−検出装置間経路の中の少なくとも一つを通って移動した光を検出するように、一つまたはいくつかの光源および光検出装置を作動するように構成され、配置されている。 Controller, light detecting device, the light source - at least one so as to detect light moving through, configured to operate one or several light sources and a photodetector in the detector between the paths It is, are arranged. プロセッサは、検出した光に対応する信号を受信し、検査対象の組織の指定の三次元画像を形成する。 The processor receives signals corresponding to the detected light, to form a three-dimensional image of the specified examined tissue.

【0012】 光学的検査システムは、検査対象の脳組織の一つの波長の画像または複数の波長の画像を形成することができる。 [0012] optical inspection system may form an image of the image or a plurality of wavelengths of one wavelength of the brain tissue to be examined. この場合、使用した波長は、(例えば、内発的な色素または外発的な色素、組織細胞のような)組織成分による吸収または散乱を感知することができるし、または組織内の構造的変化を感知することができる。 In this case, the wavelength used was (e.g., endogenous pigment or extrinsic dyes, such as tissue cells) structural changes to be able to sense the absorption or scattering by the tissue components or tissue, it is possible to sense. 光学的画像は、組織の吸収、組織の散乱またはその両方を表示することができる。 Optical images may be displayed tissue absorption, scattering, or both of the tissue. 光学的画像形成システムは、また、一つの波長の光学的データまたは複数の波長の光学的データに基づいて、血液量の画像、ヘモグロビンの酸素結合量の画像、およびヘモグロビン脱酸素量の画像(または任意の他の組織成分の画像) Optical imaging system also based on the optical data of the optical data or more wavelengths of one wavelength, the blood volume of the image, the image of the oxygen binding amount of hemoglobin, and hemoglobin deoxygenation of the image (or images of any other tissue components)
を形成することができる。 It can be formed. プロセッサは、当業者であれば周知のいくつかの画像処理アルゴリズム、および画像強化アルゴリズムを使用することができる。 Processor, several image processing algorithms well known by those skilled in the art, and image enhancement algorithms may be used. プロセッサは、疑いのある組織の構造体を検出し、検出した構造体の特徴を示すために、いくつかの画像の相互関係をチェックすることができる。 The processor detects a structure of a suspected tissue, to characterize the detected structure, it is possible to check the interrelationship of some of the images. 上記相互関係は、 The mutual relationship,
検出した構造体が一致するかどうかの判断を含む。 Including determination of whether the detected structures are identical. プロセッサは、疑わしい組織の塊の特徴を示すために、いくつかの光学的画像だけ、またはX線技術、MRI Processor suspect tissue to characterize the mass, only some of the optical image, or X-ray techniques, MRI
またはPETを併用して、異なるタイプの総合評価を使用することができる。 Or a combination of PET, it is possible to use a comprehensive evaluation of different types.

【0013】 光学的検査システムは、左右の脳の対称的な組織領域の上記画像を形成することもできるし、左右の脳の脳葉の対称的な組織領域の画像を形成することもできるし、または、右脳全体および左脳全体の画像を形成することもできる。 [0013] optical inspection system can either be to form the image of symmetrical tissue regions of the right and left brain, it can either be an image of symmetrical tissue regions of the brain lobe of the left and right brain or, it is also possible to form an image of the whole and the entire left brain right brain. 光学的検査システムは、また、選択した組織の散乱特性および吸収特性を持つように構成された、モデルを照射することにより「モデル画像」を形成することができる。 Optical inspection system may also be a "model image" is configured to have a scattering and absorption characteristics of the selected tissue, by irradiating the model. 光学的検査システムは、モデル上のその光源および光検出装置を、別々に校正することができる。 Optical inspection system, the light source and a light detector on the model can be calibrated separately. 、疑わしい組織の塊を識別し、特徴を示すために、プロセッサは、いくつか上記画像の相互関係をチェックすることにより、異なるタイプの総合評価を使用することができる。 , To identify the suspicious tissue mass, to characterize, the processor, by checking the interrelationship of some the image, it is possible to use a comprehensive evaluation of different types.

【0014】 光学的画像形成システムは、校正または背景データの検出のために、脳組織モデルの一つの波長のデータまたは複数の波長のデータを収集することができる。 [0014] Optical imaging system for calibration or background data detection, it is possible to collect data of the data or more wavelengths of one wavelength of the brain tissue model.
校正手順においては、光学的モジュールは、モデル上に設置され、画像形成システムは、制限された数の光学的データを収集することもできるし、または組織の検査の際に使用したのと同じシーケンスを使用して、光学的データを収集することもできる。 In the calibration procedure, the optical module is placed on the model, the image forming system, a limited number of can either be collected optical data, or the same sequence as used in the examination of tissue use can also be collected optical data. 上記システムは、以降のデジタル処理のために、モデル・データを収集および記憶することもできるし、選択したパターンに従って、光学的データを検出するために、光源または検出装置の利得を調整することもできる。 The system, for subsequent digital processing, can either be collected and stored model data in accordance with the selected pattern, in order to detect the optical data, it is also possible to adjust the gain of the light source or detector it can. 上記画像形成システムは、正常な脳組織と同じ散乱係数または同じ吸収係数を持ち、正常な頭蓋骨と同じ散乱係数および同じ吸収係数を持つ、いくつかの頭部モデルを使用することができる。 The image forming system may use normal has the same scattering coefficient or the same absorption coefficient as the brain tissue, with the same scattering coefficient and the same absorption coefficient as the normal skull, some head model. 上記モデル組織は、また、感染した脳組織、脳血管炎、 Said model tissue, also infected brain tissue, cerebral vasculitis,
パーキンソン病、アルツハイマ病、または動脈硬化を起こしている組織の散乱係数および吸収係数を持つことができる。 Parkinson's disease may have a scattering coefficient and absorption coefficient of the tissue undergoing Alzheimer's disease, or atherosclerosis. さらに、上記モデルは、異なる大きさおよび形を持つことができる。 Furthermore, the model can have a different size and shape.

【0015】 検査した組織の特徴を表示するために、画像形成システムは、血液量、ヘモグロビン酸素結合量、ヘモグロビン脱酸素量のいくつかの画像、または光学的造影剤を感知する画像の相互関係をチェックすることができる。 [0015] In order to display the characteristics of tissues examined, the image forming system, blood volume, hemoglobin oxygen binding amount, a number of images of the hemoglobin deoxygenation amount, or the mutual relationship between the image sensing optical contrast agent it is possible to check. 画像形成システムは、異なる時間に撮影した同じ組織領域の複数の画像の相互関係をチェックすることができる。 The image forming system may check the interrelationship of the plurality of images of the same tissue region taken at different times. 画像の相互関係をチェックすれば、血液量が増大し、ヘモグロビンの酸素結合量が低下している腫瘍のような、病的な組織領域を識別することができる。 By checking the interrelationship of image, blood volume is increased, such as a tumor oxygen binding amount of hemoglobin is lowered, it is possible to identify the diseased tissue areas. さらに、複数の画像の相互関係をチェックすれば、薬剤を投与中の、または投与後の血管形成の抑制をモニタすることができる。 Furthermore, by checking the correlation of a plurality of images, it is possible to monitor drug during administration, or the inhibition of angiogenesis after administration.

【0016】 上記光学的システムは、また、一つまたは複数の光源−検出装置のペアに対して、非常に感度が高い振幅打ち消しパターンまたは位相打ち消しパターンを供給することができる。 [0016] The optical system also includes one or more light sources - relative pair of detection devices, highly sensitive can supply high amplitude cancellation pattern or phase cancellation patterns. 逆投影アルゴリズムまたは他の周知の画像形成アルゴリズムを使用した場合には、上記光学的システムは、成人の知覚運動の活動を画像形成することもできるし、生後一ヶ月になっていない、および丁度生後一ヶ月の人間の新生児の脳機能を画像形成することもできるし、1センチ以下の二次元解像度を達成することもできる。 When using back projection algorithms or other known imaging algorithms, the optical system, can either be imaged activities sensorimotor adults, not in one month of age, and just after birth it can also be imaged brain function of a human newborn one month, it is also possible to achieve a 1 cm or less two-dimensional resolution. さらに、光学的システムは、7才以下、および丁度7 Further, the optical system 7 years or less, and just 7
才の人間の新生児内の知覚運動レスポンスを、迅速に正確に記録する。 Talent of the sensorimotor response of human beings in the newborn, to quickly accurately recorded. 本発明のシステムおよび方法は、成人、幼児または新生児の脳機能不全または病変を、評価するために使用することができる。 The system and method of the present invention, an adult, a brain dysfunction or lesion infant or neonate can be used to evaluate.

【0017】 他の観点から見た場合、この光学的検査技術は、被検者の生物学的組織の、生体内での健康な組織に損傷を与えない検査を行うための光学的システムを使用する。 [0017] When viewed from another aspect, the optical examination technique, using an optical system for performing an inspection does not give the biological tissue of a subject, the damage to healthy tissue in vivo to. 上記光学的システムは、光学的モジュール、コントローラおよびプロセッサを含む。 It said optical system includes an optical module, a controller and a processor. 上記光学的モジュールは、光学的入力ポートのアレー、および生物学的組織の検査対象の領域内に多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する検出ポートのアレーを含む。 The optical module, the optical input ports of the array, and to form a large number of photons moving path of the inspected region of the biological tissue, the detection port located on the selected geometric pattern within the including an array. 各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外線を導入するように構成されている。 Each optical input port is constructed to introduce visible or infrared light emitted from the light source.
各光学的検出ポートは、少なくとも一つの入力ポートから検査対象の組織領域内に移動した光の光子を受信し、受信した光を光検出装置に供給するように構成されている。 Each optical detection port is constructed such that at least one receiving photons of moving the light from the input port to the tissue region to be examined, to supply the light received in the light detector. コントローラは、光源の動作を制御し、光検出装置が、少なくとも一つの光子移動経路を通って移動した光を検出するように、構成され、配置されている。 The controller controls the operation of the light source, a light detecting device, to detect light that has moved through at least one photon migration paths, is constructed, it is arranged. プロセッサは、検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも2組のデータ・セット、すなわち、検査対象領域内の血液量を表わす第一のデータ・セット、および検査対象の組織領域内の血液の酸素添加を表わす第二のデータ・セットを形成するように配置されている。 The processor is not connected to receive a signal from the detection device, at least two pairs of data sets, i.e., a first data set representing blood volume in the inspection target region, and the examined tissue region They are arranged to form a second data set representing the oxygenation of blood within. プロセッサは、検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットとの相互の関係をチェックするように配置されている。 The processor, in order to detect abnormal tissue in the region of the tissue inspected, is arranged to check a first data set the mutual relationship between the second data set.

【0018】 好適には、第二のデータ・セットは、ヘモグロビンの脱酸素量の数値を含むことが好ましい。 [0018] Preferably, the second data set preferably includes a number of deoxygenation of hemoglobin. プロセッサは、基準組織領域を照射することにより、収集される第三のデータ・セットを形成するように配置することができる。 Processor, by irradiating a reference tissue region, can be arranged to form a third data set being collected.

【0019】 他の観点から見た場合、本発明の光学的検査技術は、被検者の生物学的組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査するための光学的システムを使用する。 [0019] When viewed from another aspect, the optical examination technique of the present invention, an optical system for inspecting a biological tissue of a subject, in vivo, without damaging the healthy tissue to use. 上記光学的システムは、光学的モジュールと、コントローラと、プロセッサとを含む。 It said optical system includes an optical module, a controller and a processor. 上記光学的モジュールは、光学的入力ポートのアレー、および生物学的組織の検査対象の領域内に多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと検出ポートのアレーを含む。 The optical module, the optical input ports of the array, and to form a large number of photons moving path of the inspected region of the biological tissue, the optical input is located in the selected geometric pattern within the including an array of port array and the detection port of. 各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外線を導入するように構成されている。 Each optical input port is constructed to introduce visible or infrared light emitted from the light source. 各光学的検出ポートは、少なくとも一つの入力ポートから組織内に移動した光の光子を受信し、受信した光を光検出装置に供給するように構成されている。 Each optical detection port is constructed such that at least one receiving photons of light that moves into the tissue from the input port, to supply the light received in the light detector. コントローラは、光源の動作を制御し、光検出装置が、少なくとも一つの光子移動経路を通って移動した光を検出するように構成され、配置されている。 The controller controls the operation of the light source, the photodetector is configured to detect light moving through the at least one photon migration paths, it is arranged. プロセッサは、検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも2組のデータ・セット、すなわち、問題の検査対象領域を照射することにより収集する第一のデータ・セット、および検査対象の組織領域としての、類似の光散乱および吸収特性を持つ、基準組織領域を照射することにより収集する第二のデータ・セットを形成するように配置されている。 The processor is not connected to receive a signal from the detection device, at least two pairs of data sets, i.e., the first data set to be collected by irradiating the inspection area in question, and inspected of a tissue region, having similar light scattering and absorption properties, it is arranged to form a second data set to be collected by irradiating a reference tissue region. プロセッサは、検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、第一のデータ・ The processor, in order to detect abnormal tissue in the region of the tissue inspected, first data
セットと第二のデータ・セットとの相互の関係をチェックするように配置されている。 It is arranged to check the mutual relationship between the set and the second data set.

【0020】 他の観点から見た場合、この光学的検査技術は、被検者の生物学的組織の生体内で、健康な組織に損傷を与えないで検査を行うための光学的システムを使用する。 [0020] When viewed from another aspect, the optical examination technique, in vivo biological tissue of a subject, using an optical system for inspecting without damage to healthy tissue to. 上記光学的システムは、光学的モジュール、コントローラおよびプロセッサを含む。 It said optical system includes an optical module, a controller and a processor. 上記光学的モジュールは、光学的入力ポートのアレー、および生物学的組織または生物学的組織を表わすモデルの検査対象の領域内に、多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する検出ポートのアレーを含む。 The optical module, the optical input ports of the array, and the biological tissue or tissue inspected in the region of the model representing the, in order to form a moving path of the large number of photons, geometry selected comprising an array of detection ports located in a pattern. 各光学的入力ポートは、光源から放射された可視光線または赤外線を導入するように構成されている。 Each optical input port is constructed to introduce visible or infrared light emitted from the light source. 各光学的検出ポートは、少なくとも一つの入力ポートから組織内またはモデル内を移動した光の光子を受信するように構成されている。 Each optical detection port is constructed to receive photons of light that has moved or in a model tissue from at least one input port. コントローラは、光源の動作を制御し、光検出装置が、少なくとも一つの光子移動経路を通って移動した光を検出するように構成され、配置されている。 The controller controls the operation of the light source, the photodetector is configured to detect light moving through the at least one photon migration paths, it is arranged. プロセッサは、検出装置からの信号を受信するように接続していて、二つの組織領域の少なくとも2組のデータ・セット、すなわち、検査対象の組織領域を照射することにより収集する第一のデータ・セット、および選択した光散乱および吸収特性を持つ組織モデルを照射することにより収集する第二のデータ・セットを形成するように配置されている。 The processor is not connected to receive a signal from the detection device, at least two sets of data sets of the two tissue regions, i.e., first data to be collected by irradiating a tissue region to be examined, set, and are arranged so as to form a second data set to be collected by irradiating a tissue model having selected light scattering and absorption properties. プロセッサは、検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットとの相互の関係をチェックするように配置されている。 The processor, in order to detect abnormal tissue in the region of the tissue inspected, is arranged to check a first data set the mutual relationship between the second data set.

【0021】 本発明の上記観点から見た好適な実施形態は、下記の機能の中の一つまたはそれ以上を持つ。 [0021] Preferred embodiments seen from above aspect of the present invention has one or more of the following functions.

【0022】 プロセッサは、二つのデータ・セットのデータの間の一致を判断することにより、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置することができる。 [0022] processor, by determining a match between the data in the two data sets can be arranged to check the correlation of the first data set and second data set.

【0023】 プロセッサは、第一および第二のデータ・セットを二次元画像としてオーダし、この二次元画像を使用して一致をチェックするようにプログラムすることができる。 [0023] The processor may be a first and second data set to the order as a two-dimensional image and programmed to check a match with this two-dimensional image. プロセッサは、第一および第二のデータ・セットを二次元画像としてオーダし、下記式を使用して一致をチェックするようにプログラムすることができる。 The processor may be a first and second data set to the order as a two-dimensional image and programmed to check match using the following equation. 1−(最大重畳残余/最大選択組織信号)x100 1- (maximum superposition residual / maximum selected tissue signal) x100

【0024】 プロセッサは、さらに、検査対象の組織領域内の異常な組織の位置を決定するように配置することができる。 [0024] The processor may further be arranged to determine the position of the abnormal tissue in the region of the tissue examined.

【0025】 プロセッサは、光学的断層撮影アルゴリズムを実行することにより、上記データ・セットから一つの画像を形成することができる。 The processor executes the optical tomography algorithm, it is possible to form one image from the data set. 光学的断層撮影アルゴリズムは、画像が形成されている組織の散乱特性による、光子の決定済みの確率分布に関連する係数を使用することができる。 Optical tomography algorithm, due to scattering characteristics of the tissue image is formed, it is possible to use the coefficients associated with the determined probability distribution of photons.

【0026】 コントローラは、入力ポートと検出ポートとの間の第一の選択した距離を入手するために、光源と検出装置とを作動するように配置することができ、プロセッサは、上記第一の距離に対するデータ・セットを形成するように配置することができる。 The controller, in order to obtain a first selected distance between the input port and the detection port, light source and the can be arranged to operate the detecting device, the processor, the first it can be arranged to form a data set for the distance. プロセッサは、上記第一の距離に対して形成されたデータ・セットから画像データ・セットを形成することができる。 The processor is capable of forming an image data set from the data set formed for said first distance. コントローラは、さらに、入力ポートと検出ポートとの間の第二の選択した距離を入手するために、光源と検出装置とを作動するように配置することができ、また、上記第二の距離に対する他のデータ・セットを形成するように配置される。 The controller is further to obtain a second selected distance between the input port and the detection port, light source and the detector and can be arranged to operate. In addition, with respect to the second distance They are arranged to form another data set.

【0027】 光学的システムは、プロセッサから画像データ・セットを受信し、一つの画像を表示するように構成された表示デバイスを含むことができる。 The optical system may include a display device configured to receive the image data set from the processor, to display a single image.

【0028】 光学的システムは、さらに、第一のオッシレータと位相検出装置を含むことができる。 The optical system may further include a first oscillator and a phase detector. 上記第一オッシレータは、10 8ヘルツ程度の第一周波数で、第一のキ ャリヤ波形を発生するように構成されるが、上記第一の周波数は、入力ポートから検出ポートまでの光子の移動による時間的な遅延と見合う時間特性を持つ。 The first oscillator is a first frequency of the order of 10 8 Hz, configured to generate a first key Yariya waveform, according to the first frequency, the movement of the photons from the input port to detection port with the time characteristics commensurate with the time delay. 光源は、第一のオッシレータに接続していて、第一のキャリヤ波形により変調された光を発生するように構成されている。 Light source is not connected to the first oscillator is configured to generate the light modulated by the first carrier waveform. 位相検出装置は、導入した光の波形に対する検出した光の波形の変化を決定し、そこから、その波長の検出した光の位相シフトを測定するように構成されている。 Phase detection device determines the change in the light of the waveform detected for the introduced light wave, from there, is configured to measure the phase shift of light detection of the wavelength. この場合、位相がシフトしている光は、検査対象の組織領域の散乱特性または吸収特性を示す。 In this case, the light phase is shifted shows scattering characteristic or absorption characteristic of the tissue region to be examined. プロセッサは、測定した位相シフトに基づいてデータを形成するように構成される。 The processor is configured to form a data based on the measured phase shift. 光学的システムは、さらに、第二の周波数で第二の波形を発生するように構成されている、第二のオッシレータ含むことができる。 Optical system is further configured to generate the second waveform at a second frequency, it can include a second oscillator. その後で、検出装置は、第一の周波数から、1 Thereafter, the detection device, the first frequency, 1
3ヘルツ程度の周波数だけズレている基準周波数で基準波形を受信し、検出し た放射に対応するオフセット周波数で、信号を発生するように配置される。 0 3 shifted by a frequency of about Hz to receive a reference waveform at a reference frequency is, in the corresponding offset frequency to the detected radiation, is arranged to generate a signal. 位相検出装置は、オフセット周波数で、検出した放射を導入した放射と比較することができ、その比較結果から位相シフトを決定することができる。 Phase detection device, the offset frequency can be compared to the introduction of the detected radiation emitted, it is possible to determine the phase shift from the comparison result.

【0029】 光学的システムは、さらに、オッシレータ、位相スプリッタ、および第一および第二の二重バランス・ミキサを含むことができる。 The optical system may further include an oscillator, a phase splitter, and first and second double balanced mixers. オッシレータは、入力ポートから検出ポートへの光子の移動の時間的遅れに見合う、選択した周波数の第一のキャリヤ波形を発生するように構成される。 Oscillator is commensurate with the time delay of the transfer of photons from the input port to detection port, configured to generate a first carrier waveform of a selected frequency. 光源は、オッシレータからキャリヤ波形を受信するように接続していて、その周波数で変調した光学的放射を発生するように構成される。 Light source is not connected to receive the carrier waveform from the oscillator, adapted to generate optical radiation modulated at that frequency. 位相スプリッタは、オッシレータからキャリヤ波形を受信するように、また予め定めた実質的に異なる位相の第一および第二の基準位相信号を発生するように構成される。 Phase splitter, to receive the carrier waveform from the oscillator and configured to generate first and second reference phase signals of predefined substantially different phases. 第一および第二の二重バランス・ミキサは、 First and second double balanced mixer,
位相スプリッタから、それぞれ、第一および第二の基準位相信号を受信するように、検出装置から検出装置信号を受信するように、また、そこから、それぞれ同相の出力信号および直角位相出力信号を発生するように接続している。 From the phase splitter, respectively, to receive the first and second reference phase signals, so as to receive a detection device signal from the detection device and, from there, each generating an output signal and a quadrature output signal of the in-phase It is connected to. プロセッサは、二重バランス・ミキサに接続していて、同相の出力信号および直角位相出力信号を受信するように配置されていて、これらの信号からデータ・セットを形成する。 The processor is not connected to the double balanced mixers, have been arranged to receive the output signal and the quadrature output signal of the in-phase to form a data set from these signals.

【0030】 プロセッサは、データ・セットを形成する前に、入力ポートのところで導入された光と、検出ポートのところで検出した光との間の位相シフト(Θ λ )を計算するように配置することができる。 The processor, prior to forming the data set, and the light introduced at the input port, be arranged to calculate a phase shift (theta lambda) between the detected at the detection port optical can.

【0031】 プロセッサは、データ・セットを形成する前に、光学的入力ポートと光学的検出ポートとの間の検査対象組織内で散乱した光子が移動した経路の平均の長さを計算するように配置することができる。 The processor, prior to forming the data set, to calculate the average length of the examined tissue in a scattered paths photon moves between an optical input port and optical detection ports it can be arranged.

【0032】 プロセッサは、さらに、検査対象の組織のヘモグロビンの飽和(Y)を定量する際に、上記の経路の長さを使用することができる。 The processor is further in quantifying saturation (Y) of the tissue hemoglobin inspected, it is possible to use the length of the path.

【0033】 プロセッサは、データ・セットを形成する前に、同相の出力信号および直角位相出力信号の平方の和の平方根として決定した信号の振幅(A λ )を計算するように配置することができる。 The processor, prior to forming the data set may be arranged to calculate a decision signal as the square root of the sum of the squares of the in-phase output signal and quadrature output signal amplitude (A lambda) .

【0034】 光学的システムは、さらに、光学的検出装置から検出装置信号を受信し、そこから直流出力信号を発生するように接続している狭帯域幅の検出装置を含むことができる。 The optical system may further comprise a detector of a narrow bandwidth connected to receive the detection device signal from the optical detector, for generating a DC output signal therefrom. その後で、プロセッサは、さらに、信号の振幅の数値と、信号の振幅に直流出力信号を加えたものの数値との間の比率である変調指数(M λ )を決定する。 Thereafter, the processor further determines the value of the amplitude of the signal, the modulation index is the ratio between the numerical although plus DC output signal to the amplitude of the signal (M lambda).

【0035】 光学的システムは、さらに、少なくとも一つの光源に接続している、少なくとも一つのオッシレータを含むことができる。 The optical system is further connected to at least one light source can include at least one oscillator. オッシレータは、選択した周波数のキャリヤ波形を発生するように構成される。 Oscillator is configured to generate a carrier waveform of a selected frequency. 光源は、既知の光のパターンを形成するために、その周波数で輝度変調されている可視光線または赤外線の波長持つ光を発生する。 The light source, in order to form a pattern of known light generates light having visible or infrared wavelength being intensity modulated at that frequency. コントローラは、複数の入力ポートから同時に導入されたパターンの、放射光の輝度または位相関係を制御するように構成される。 The controller is configured to control the patterns simultaneously introduced from multiple input ports, a luminance or phase relationship of the emitted light. この場合、導入されたパターンは、少なくとも一つの方向に光子の密度のかなりの勾配を持つ、結果として得られる放射を形成する。 In this case, the introduced patterns form at least in one direction with a substantial gradient of photon density, the resulting radiation. この結果として得られる放射は、移動経路上で散乱し、吸収される。 The resulting radiation is scattered on the movement path, it is absorbed. 検出装置は、時間の経過とともに、検出ポートまで組織内を移動した結果として得られる放射を検出するように構成され、配置される。 Detection device, over time, is configured to detect the radiation that results from moving the tissue to a detection port are arranged. プロセッサは、さらに、結果として得られる放射の光子の密度のかなりの勾配に対する、検査対象の組織の影響を示すデータ・セットを生成するために、導入された放射に関連する、検出した結果として得られる放射の信号を処理するように配置される。 Processor, obtained further for a considerable gradient of the density of the photons resulting radiation, to generate a data set showing the effect of the examined tissue, associated with the introduced radiation, as a result of detection It is being arranged to process the radiation signal.

【0036】 光学的システムは、さらに、検出した放射の位相を検出し、その位相をプロセッサに供給するように構成されている位相検出装置を含むことができる。 The optical system further, detects the phase of the detected radiation may comprise a phase detector that is configured to provide the phase to the processor.

【0037】 光学的システムは、さらに、検出した放射の振幅を検出し、その振幅をプロセッサに供給するように構成されている振幅検出装置を含むことができる。 The optical system is further adapted to detect the amplitude of the detected radiation can include an amplitude detector that is configured to provide the amplitude to the processor.

【0038】 二つの入力ポートから導入された光のパターンの位相関係は180度である。 The phase relationship of light patterns introduced from two input ports is 180 degrees.

【0039】 光学的システムは、米国特許第5,119,815号、5,386,827号が開示しているように構成することができる。 [0039] Optical systems are described in U.S. Patent No. 5,119,815, it may be configured to No. 5,386,827 discloses. このシステムは、その波長の放射のパルスを発生するように構成されている光源を含む。 The system includes a light source configured to generate pulses of radiation of that wavelength. 上記パルスは、1ナノ秒またはそれ以下の程度の持続時間を持つ既知のパルス波形を持つ。 The pulse has a known pulse waveform having a 1 nanosecond or less degree of duration. 光学的検出装置は、時間の経過につれて、入力ポートから組織内を移動した変調されたパルスの光子を検出するように構成されている。 Optical detection device is configured so that over time, detecting the photons of the modulated pulses to move through the tissue from the input port. このシステムは、また、検出装置に接続していて、使用した波長における、導入したパルスに対する、検出したパルスのパルス波形の変化を決定することができる分析装置を含む。 The system also includes if you are connected to the detection device, at the wavelength used, to the introduction of pulses, the analyzer capable of determining the change in the pulse waveform of the detected pulse. その後で、プロセッサは、決定したパルス波形の変化に基づいてデータ・セットを生成する。 Thereafter, the processor generates a data set based on a change in the determined pulse waveform. プロセッサは、また、データ・セットを生成するとともに、入力ポートと検出ポートとの間を移動する波長の光子の経路の実効長さを計算するように構成し、配置することができる。 The processor also generates the data set may be configured to calculate the effective length of the photons of the wavelength paths to move between the input port and detection port can be located. プロセッサは、また、画像のデータ・セットと一緒に、この波長における散乱係数を計算するように構成し、配置することができる。 The processor is also with the data set of the image, configured to calculate the scattering coefficient at this wavelength can be placed. プロセッサは、また、データ・セットの生成と一緒に、その波長のところでの吸収係数を計算するように、構成し、配置することができる。 The processor is also in conjunction with generation of a data set, to calculate the absorption coefficient at its wavelength can be configured and arranged.

【0040】 光学的システムは、比較的長い光のパルスを発生する光源と、一つの検出ポートに対して対称的に配置されている二つの入力ポートから放射された二つのパルスの振幅を差し引くことにより、データ・セットを形成するプロセッサを使用することができる。 The optical system includes a light source for generating a relatively long light pulse, subtracting the amplitude of the two pulses emitted from two input ports are symmetrically arranged with respect to one detection port Accordingly, it is possible to use a processor to form a data set.

【0041】 光学的システムは、組織の成分に感受性を持つように選択された二つの波長において、光子を導入し、検出するように構成することができる。 The optical system in the two wavelengths selected to have a sensitivity to components of the tissue, it is possible to introduce photons, configured to detect. 上記の組織の成分は、内発的な色素または外発的な色素であってもよい。 Component of the organization may be endogenous pigment or extrinsic pigment. 内発的な色素は、ヘモグロビンであってもよい。 Endogenous dye may be a hemoglobin. 外発的な色素は、選択した造影剤であってもよい。 Extrinsic dye may be a selected contrast agent.

【0042】 他の観点から見た場合、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、組織の変化を画像形成するための本発明の光学的システムは、多数のアレー状の単一光源、被検者と直接係合する単一の検出装置のペアを形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する、入力ポートのアレーおよび検出パターンのアレーを含む、光学的モジュールを含む。 [0042] When viewed from another aspect, in vivo, without damaging the healthy tissues, optical system of the present invention for imaging a change in the tissue, a large number of array-like single light source , to form a pair of single detector for direct engagement with the subject positioned in the selected geometric pattern within comprises an array of the array and detection pattern of the input ports, including optical modules . 上記光学的システムは、また、可視光線の波長または赤外線の波長の電磁放射を、入力ポートのところで、連続的に検査対象の組織内に導入するように構成されている光源手段を備える分光光度計を含む。 It said optical system also, the electromagnetic radiation of wavelengths or infrared visible light, at the input port, a spectrophotometer comprising a light source means is configured to introduce into the tissue of the continuous inspected including. 上記波長は、画像形成された組織の成分を感知することができ、検出装置手段は、 Said wavelength is able to sense a component of tissue imaged, the detector means,
各入力ポートから組織内に伝播した選択した波長の放射を、検出ポートのところで検出するように構成されている。 Selected emission wavelength propagating in the tissue from respective input ports, it is configured to detect at the detection port. 分光光度計は、また、検出装置手段から検出された放射の信号を受信するように接続していて、多数のアレー状の信号源からの信号から、一つの検出装置のペアを、選択した視野から、組織の一連の三次元画像を表わす一連のデータ・セット、および連続しているデータ・セットのデータ間の差に関連する画像のデータ・セットを効果的に形成することにより、組織の指定の三次元画像を形成するように構成されているプロセッサを含む。 The spectrophotometer also has connected to receive signals detected from the detector means radiation field from the signal from a number of an array signal sources, the pair of one detecting device, the selected from, by forming a series of data sets representing a series of three-dimensional images of the tissue, and the data sets of images related to the difference between data continuously and the data set effectively, designated tissue a processor that is configured to form a three-dimensional image.

【0043】 他の観点から見た場合、本発明は、脳組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、機能的に神経画像形成するための光学的システムである。 [0043] When viewed from another aspect, the present invention, the brain tissue, in vivo, without damaging the healthy tissue, functionally an optical system for nerve imaging. 上記光学的システムは、問題の神経組織の選択した機能活動を、刺激するように構成されている刺激装置;アレー状の一つの光源、被検者に直接係合する一つの検出装置のペアを形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する入力ポートのアレーおよび検出ポートのアレーを含む光学的モジュール;可視光線の波長または赤外線の波長の電磁放射を、入力ポートのところで、検査対象の神経組織内に、連続的に導入するように構成されている光源手段を含む分光光度計、この場合、上記波長は、画像形成された機能的活動の、生理学的レスポンスに関連する組織成分を感知することができる;検出ポートのところで、各入力ポートから刺激を受けた神経組織内を伝播した、選択した波長の放射を検出するように構成されている検出 Said optical system, a selected functional activity of neural tissue of interest, Configured stimulator to stimulate; array form of a single light source, a pair of one detecting device for directly engaging the subject to form the optical module including an array of the array and detection ports of the input ports located in the selected geometric pattern within; electromagnetic radiation of wavelengths or infrared visible light, at the input port, the test object in in neural tissue, the spectrophotometer comprising a light source means is configured to continuously introduced, in this case, the wavelength of functional activities which an image has been formed, a tissue components associated with physiological responses it can be sensed; at the detection port was propagated in nerve tissue stimulated from each input port, detection that is configured to detect radiation having a wavelength selected 置手段;上記プロセッサが、上記検出装置手段から検出した放射の信号を受信し、多数のアレー状の信号源からの信号から、一つの検出装置のペアを、選択した視野から、休止状態の神経組織の三次元画像、同じ選択した視野から、刺激を受けている神経組織の三次元画像を表わす第二のデータ・セット、および複数のデータ・セット上の、第一のデータ・セットと第二のデータ・セットとの間の差に関連する機能的画像のデータ・セットを効果的に形成することにより、神経組織の指定の三次元画像を形成するように構成されているプロセッサを含む。 Location means; said processor receives radiation signals detected from the detector means, the signals from multiple array like signal source, a pair of one detecting device, from selected fields of view, dormant nerve three-dimensional images of tissue, from the same selected viewing, a second data set representing a three-dimensional image of nerve tissue undergoing stimulation, and on multiple data sets, the first data set and a second by effectively form a data set of related functional image to the difference between the data set, including a processor configured to form a three-dimensional image of the designated neural tissue.

【0044】 他の観点から見た場合、本発明は、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビンまたは血液量を画像形成するように構成され、配置されている画像形成装置を備える、被検者の脳の活動を機能的に画像形成するための装置である。 [0044] When viewed from another aspect, the present invention is, oxyhemoglobin, is configured deoxyhemoglobin or blood volume so as to image forming includes an image forming apparatus is placed, the brain activity of the subject functionally is an apparatus for image forming. 上記画像形成装置は、近赤外線の光子または可視光線の光子の発生源のアレー、光子が光源から組織を通して伝播した後で、光源から光子を受信するように位置している検出装置のアレーを含む。 The image forming apparatus includes an array of sources of photons in the near infrared photons or visible light, after the photon has propagated through the tissue from the light source, an array of positions to which the detection device to receive photons from the light source . 画像形成装置は、組織に対して異なる光源−検出装置位置に対して、伝播した光子を組織的に読みとることができる。 Image forming apparatus, different light sources to the tissue - the detection device location can be read photons propagating organizational. プロセッサは、 The processor,
光源と検出装置との間の、まっすぐな基準線から横方向に分布している、異なる場所に位置する散乱組織の量の異なる領域を通過する、光源からの光子に対して、所与の光源−検出装置位置に対するそれぞれの異なる確率に基づく、画像形成アルゴリズムにより、刺激を受けない間、刺激を受けた間に収集したデータ・セットを使用する。 Between the light source and the detector are distributed laterally from a straight reference line, passing through the quantity of different regions of the scattering tissue located in different places, to photons from a light source, a given light source - based on the respective different probabilities for detector positions, by the image forming algorithm, while not stimulated, using a data set collected during the stimulated.

【0045】 本発明の上記観点から見た好適な実施形態は、下記の機能の中の一つまたはそれ以上を持つ。 [0045] Preferred embodiments seen from above aspect of the present invention has one or more of the following functions.

【0046】 光学的モジュールは、第一および第二のデータ・セットの生成中、各光源−検出装置のペアに対する、入力ポートおよび検出ポートの間に選択した距離を維持する。 The optical module, during the generation of the first and second data sets, each light source - to maintain for a pair of the detection device, the selected distance between the input ports and detection ports. 上記の選択した距離は、画像形成するために必要な組織の深さに従って選択される。 Said selected distance is chosen according to the depth of the tissue required for imaging.

【0047】 検査対象の組織の特徴を示すために、画像形成システムは、刺激の前後の、血液量、ヘモグロビン酸素結合量、ヘモグロビン脱酸素量のいくつかの画像、または光学的造影剤を感知することができるいくつかの画像の相互関連をチェックすることができる。 [0047] To illustrate the features of the examined tissue, the imaging system senses before and after stimulation, blood volume, hemoglobin oxygen binding amount, a number of images of the hemoglobin deoxygenation amount or optical contrast agent, it can be checked for correlation of several images that can. 画像形成システムは、刺激を与えないで、異なる時間に撮影した複数の画像の相互関係をチェックすることができる。 Imaging system, without stimulation, it is possible to check the correlation of a plurality of images captured at different times. 画像の相互関係をチェックすれば、脳の病的な組織領域または機能不全の組織領域を識別することができる。 By checking the interrelationship of image, it is possible to identify a tissue region of diseased tissue areas or brain dysfunction.

【0048】 光学的モジュールまたは上記モジュールの関連する複数の組は、、そこから画像データ・セットが生成される、三次元データ・セットを生成するために、異なる深さのところの組織内を伝播した光を、検出するように構成されている。 The relevant sets of optical modules or the module image data sets therefrom ,, is generated, to generate a three-dimensional data set, propagating in tissue at different depths It was light, and is configured to detect.

【0049】 プロセッサは、光学的断層撮影アルゴリズムを実行することにより、上記画像データ・セットを生成することができる。 The processor executes the optical tomography algorithm, it is possible to generate the image data set.

【0050】 光学的断層撮影アルゴリズムは、好適には、画像形成中の組織の散乱特性による、光子の決定済みの確率分布に関連する係数を使用することが好ましい。 [0050] Optical tomography algorithm is preferably due to the scattering properties of the tissue in the image formation, it is preferable to use the coefficients associated with the determined probability distribution of photons.

【0051】 光学的システムは、頭部の一部から画像データ・セットを生成するように構成されている。 The optical system is constituted by a portion of the head so as to generate an image data set. 特定の実施形態の場合には、光学的システムは、皮質の表面領域の下から機能画像データ・セットを生成するように構成されている。 In the case of certain embodiments, the optical system is configured to produce a functional image data set from below the surface region of the cortex.

【0052】 刺激装置は、視覚的皮質、認識皮質、知覚運動皮質、または脊髄組織を刺激するように構成されている。 [0052] stimulator, visual cortex, recognition cortex, is configured to stimulate the sensory motor cortex, or spinal tissue. 種々の実施形態の場合には、刺激装置は、選択した組織に電気的信号を供給し、選択した組織に電界をかけ、または選択した組織に磁気信号を与えるように構成されている。 Various In the embodiment, the stimulation device supplies an electrical signal to the selected tissue, is configured to provide a magnetic signal to an electric field is applied to the selected tissue, or selected tissues.

【0053】 種々の実施形態の場合には、画像の組は、血液量、ヘモグロビン酸素結合量または脱酸素量、光子吸収係数、光子散乱係数、屈折率、磁界の変化、電界の変化、特定の組織成分の生成または変化、および組織成分の濃度の生成または変化からなるグループの内の少なくとも一つに関連する。 [0053] In the various embodiments, the set of images, blood volume, hemoglobin oxygen binding amount or oxygen amount, photon absorption coefficient, photon scattering coefficient, refractive index, change in magnetic field, change in electric field, specific generation or change of the tissue components, and associated with at least one of the group consisting of generation or change in concentration of tissue components. 組織の成分は、例えば、ヘモグロビンのような内発的な色素であってもいいし、例えば、選択した光学的造影剤のような外発的な色素であってもいい。 Component of the organization, for example, good even inner onset specific dyes such as hemoglobin, for example, I even extrinsic dyes such as selected optical contrast agent.

【0054】 光源手段、検出装置手段、光源−検出装置間距離、および興奮および検出速度は、例えば、数分以内、好適には、1分以内またはそれより短い時間内に、画像データ・セットが入手できるように選択される。 [0054] the light source means, detector means, light source - detector distance, and excitatory and detection rate, for example, within a few minutes, preferably, in less than within or one minute, the image data set It is selected so that it can be available.

【0055】 光源から検出装置入力延びる組織内を伝播する光子の、バナナ状の確率勾配を確立刷るために、相互間の距離が約1センチから10センチ(好適には、1.5 [0055] photons propagating through detector input extends in the tissue from the light source, in order to establish a banana-shaped probability gradient of 10 cm (preferably from about 1 centimeter distance therebetween, 1.5
センチから7センチ)になるように、各光源は、被検者の表面上で、その一つの検出装置または複数の検出装置から横方向にスレているか、(または、各検出装置は、その一つの光源または複数の光源から横方向にズレている。) To consist cm 7 cm), each light source on the surface of the subject, whether the thread in the transverse direction from the one detection device or a plurality of detection devices, (or each detecting device one that It is displaced laterally from the One source or multiple light sources.)

【0056】 本発明は、また、被検者上に、上記実施形態のいずれかによる画像形成装置を設置し、使用するステップを含む、生きている被検者のある量の光を散乱する組織から、画像を形成するための方法を特徴とする。 [0056] The present invention also on the subject, is placed an image forming apparatus according to any of the above embodiments, comprising the step of using, live scatter light amount of a subject and tissue from features a method for forming an image. 上記方法のある実施形態の場合には、光学的造影剤または薬剤が、被検者の血流内に注入され、被検者の組織内の循環している血液内に造影剤または薬剤が存在している間、または局部組織内に存在している間に、組織に対する画像データ・セットを生成するために上記装置が使用される。 In the case of the embodiments of the method, an optical contrast agent or drug is injected into the bloodstream of the subject, there is a contrast agent or drug into the blood circulating in the tissue of a subject while it is present in to during that or local in tissue, the device is used to generate an image data set for the tissue.

【0057】 本発明の他の利点および特徴は、好適な実施形態の以下の説明および特許請求の範囲を読めば、理解することができるだろう。 [0057] Other advantages and features of the present invention upon reading the following description and claims of the preferred embodiments, it will be understood.

【0058】 [0058]

【好適な実施形態の説明】 [Description of the preferred embodiment]

図1、図1A、図2および図2Aについて説明すると、患者8の脳組織が光学的モジュール12または14に接続された画像形成システムを使って検査される。 1, FIG. 1A, Referring to Figures 2 and 2A, is examined using an imaging system which brain tissue was connected to an optical module 12 or 14 of the patient 8. 光学的モジュール12および14は、可視領域から赤外線領域までの光を供給する多数の光源(例えば、レーザ・ダイオード、LED、フラッシュ・ランプ) Optical module 12 and 14, a number of light sources to supply light from the visible region to the infrared region (e.g., a laser diode, LED, flash lamps)
と、干渉フィルタを含む場合もある光検出装置(例えば、光電子増倍管、シリコン・ダイオード検出装置、PIN、電子雪崩またはその他のダイオード検出装置)を含む。 When, including the case comprising an interference filter photodetector which is also (e.g., a photomultiplier tube, a silicon diode detector, PIN, avalanche or other diode detector) a. 光源および光検出装置は、脳組織内部を光子が伝播するための多数の光源−検出装置経路を形成する、選択した幾何学的パターンを形成するように配置される。 Light source and detector, a photon inside brain tissue multiple light sources for propagating - forming a detector path are arranged to form a selected geometric pattern. 光学検査システムは検査対象の組織の生体内の光学データを提供し、 Optical inspection system provides an optical data of the living body tissue to be examined,
このデータを処理して画像を形成することができる。 Images can be formed by processing the data. この画像は、腫瘍や出血のような組織内の異常な構造体の位置および大きさを示すことができる。 The image may show the position and size of the abnormal structure in the tissue such as a tumor or bleeding. さらにこの光学データは、異常な組織構造体の(例えば、代謝、代謝生化学、病態生理学のような)定性的および定量的な測定値を提供することができる。 The optical data further abnormal tissue structures (e.g., metabolism, metabolic biochemistry, such as pathophysiology) can provide qualitative and quantitative measurements. (別の方法としては、PCT出願PCT/US96/00235およびPCT/US96/1 (As an alternative method, PCT Application PCT / US96 / 00235 and PCT / US96 / 1
1630(1996年1月2日および1996年7月12日付け)中に記載されたように、光学的モジュールは、一つまたはいくつかの光源に接続された多数の光ファイバーと、一つまたはいくつかの検出装置に接続された多数の光学的検出ファイバーを含む。 1630 as described in (2 January and July 1996 12 dated 1996) in the optical module includes a plurality of optical fibers connected to one or several light sources, one or several It includes a number of optical detection fibers connected to Kano detector. )

【0059】 ある実施形態の場合には、光学的モジュール12は九つのレーザ・ダイオードS 1 ,S 2 ,. [0059] In some embodiments, optical module 12 is a laser diode S 1, S 2 nine. . . ,S 9 、および四つの光電子増倍管(PMT)D 1 ,D 2 ,D 3 , S 9, and four photomultiplier tubes (PMT) D 1, D 2 , D 3,
4を含む。 Including the D 4. レーザ・ダイオードとPMTは、頭皮に接触している柔軟なゴム状 の材料に埋設される。 Laser diode and PMT is embedded in soft rubber-like material in contact with the scalp. レーザ・ダイオードと皮膚との間、およびPMTと皮膚との間には、サランラップ(登録商標)または類似の材料が置かれる場合がある。 Between the laser diode and the skin, and PMT and between the skin and may Saran Wrap (TM) or similar material is placed.
同様に、光学的モジュール14は、四つのレーザ・ダイオードS 1 ,S 2 ,S 3 , S 4 、および柔軟なゴム状の材料に埋設されている27個のシリコン・ダイオー ド検出装置D 1 ,D 2 ,. Similarly, optical module 14 includes four laser diodes S 1, S 2, S 3 , S 4, and a flexible rubber-like 27 which is embedded in the material of silicon diode detector D 1, D 2,. . . 、D 27を含む。 , Including the D 27. 図3−図7の光学的システムは、脳組織の画像を形成するために、光学的モジュール12または14と連動する場合がある。 An optical system in FIG. 3 7, in order to form an image of the brain tissue, there are cases in conjunction with optical module 12 or 14. 光学的モジュール12および14は、一つの光学的検出ポートに対して対称の位置にある(または、等距離の位置にある)数組の光学的入力ポートを持つか、または一つの光学的入力ポートに対して対象の位置にある数組の光学的検出ポートを持つ。 Optical module 12 and 14 are positioned symmetrically with respect to one optical detection port (or, equidistant locations) or with several pairs of optical input ports or one optical input port, with several sets of optical detection ports located in a position of the object relative. しかし一般に、当該ポートは対称的に配置する必要はない。 In general, however, the port need not be symmetrically disposed. 光学的システムは、位置的な非対称性を考慮するために光源または検出装置の利得を変えることができたり、または光源または検出装置の利得を調整することによって選択した非対称性を導入することができる。 Optical system, can be introduced selected asymmetry by adjusting the gain of or can change the gain of the light source or detector, or the light source or detector to account for positional asymmetry .

【0060】 さらに、図3−図7に示されたシステムは、脳の左右の機能分化についての脳の右半球と脳の左半球、すなわち脳の右半球と左半球の比較組織検査のような、 [0060] Further, the system shown in Figure 3 Figure 7, such as in the comparative histology of functional brain right and left hemispheres of the brain for differentiation, i.e. right and left hemispheres of the brain of the left and right brain ,
対称的な脳組織上に配置された二つの同じ光学的モジュール(12または14) Symmetrical arranged two identical optical modules on brain tissue (12 or 14)
と連動する場合がある。 There is a case to work with. 比較検査は、右側頭葉と左側頭葉、右後頭葉と左後頭葉、または右頭頂葉と左頭頂葉のように、脳の個々の葉に関して行うことができる。 Comparison tests, the right temporal lobe and the left temporal lobe, as shown in the right occipital lobe and the left occipital lobe, or the right parietal lobe and the left parietal lobe, can be carried out for the individual leaf of the brain. もう一つの方法として、比較検査は、前頭葉のように同一葉の対称性の組織に関して行うことができる。 Alternatively, comparison test may be performed with respect to the symmetry of the structure of the same leaf as frontal lobe. 校正のために、光学的モジュールを、頭骨を含む通常の脳組織と同じ散乱係数および同じ吸収係数を有する一つまたはいくつかの頭部モデル上に設置することもできる。 For calibration, the optical module may be installed on one or several head model having the same scattering coefficient and the same absorption coefficient as the normal brain tissue including the skull.

【0061】 図1Aおよび図3について説明すると、位相アレー画像形成システム15は九つのレーザ・ダイオードS 1 ,S 2 ,. [0061] Referring to FIG. 1A and FIG. 3, the phase array imaging system 15 is a laser diode S 1, S 2 nine. . . 9 、および高電圧電源(図示せず) から電力の供給を受けている四つのPMT、D 1 ,D 2 ,D 3 ,D 4 (例えば、浜松R928、浜松R1645u、TO8)で光学的モジュール12と接続されている。 Four PMT from S 9, and the high voltage power supply (not shown) is supplied with electric power, the optical module D 1, D 2, D 3 , D 4 ( e.g., Hamamatsu R928, Hamamatsu R1645u, TO8) and it is connected to the 12. 四つのレーザ・ダイオードは、等距離の配置を形成する各PMTを囲んでいる(例えば、異なる光学的モジュールは3.5,7,および10.5センチメートルの距離を使用することができる)。 The four laser diodes, surrounds each PMT forming an equidistant arrangement (for example, different optical modules may use distances of 3.5,7, and 10.5 centimeters). スイッチ18は、レーザ・ダイオードS Switch 18, the laser diode S 1 ,S 2 ,. 1, S 2,. . . 、S 9を位相スプリッタ20に接続し、上記スプリッタは上記ダ イオードへ、0度の位相および180度の位相の両方を持つRF変調信号を供給する。 Connects the S 9 to a phase splitter 20, the splitter to said diode, and supplies an RF modulation signal having both a 0 degree phase and a 180 degree phase. 画像形成システム15はまた、位相ロック・ループ24により50MHz The image forming system 15 also includes, 50 MHz by a phase locked loop 24
の単側波帯受信機26に接続している、50MHzの単側波帯送信機22も含む。 Are connected in a single sideband receiver 26 also includes a single-sideband transmitter 22 of 50 MHz. 単側波帯(SSB)送信機22は1kHzオッシレータ28に接続していて、 Single sideband (SSB) transmitter 22 is not connected to the 1kHz oscillator 28,
上記オッシレータは位相検出装置32へ基準信号30を供給する。 The oscillator provides a reference signal 30 to the phase detector 32. SSB受信機26はスイッチ27に接続していて、上記スイッチはコントローラ19からの制御信号により四つのPMT(0.5マイクロボルトの感度)の中の一つに接続している。 SSB receiver 26 is connected to Switch 27, the switch is connected to one of the four PMT by a control signal from the controller 19 (sensitivity of 0.5 microvolts). SSB送信機−受信機の組は、10〜1000MHZ(好適には、50 SSB transmitter - set of receivers, 10~1000MHZ (preferably, 50
〜450MHZ)の周波数範囲で動作することができる。 It may operate in the frequency range of ~450MHZ). SSB受信機は、2K SSB receiver, 2K
Hzの帯域幅内で数マイクロボルト程度の信号レベルを検出する。 The signal level of the order of several microvolts in bandwidth Hz detected. この装置の位相ノイズは、約0.1度以下である。 Phase noise of this apparatus is less than or equal to about 0.1 degrees. しかし、この狭い帯域幅は様々な光源の切り替え範囲を約1.0ミリ秒に制限し、このため16個の光源検出装置の組み合わせの全画像に対するシーケンス時間を−1秒にすることができる。 However, this narrow bandwidth limits the switching range of different light sources to approximately 1.0 msec, the sequence time for all the images of the combination of this for 16 illuminant detection device can be -1 seconds. このシステムは、1秒の平均時間を使用する。 This system uses an average of 1 second.

【0062】 パソコン(図示せず)に接続しているコントローラ19は、ダイオードS 1 、 S 2 、. [0062] PC controller 19 connected to a (not shown), diodes S 1, S 2,. . . 、S 9をシーケンスし、そのため、二つのダイオードが、各0.1秒、スプリッタ20から0度位相および180度位相信号を受信する。 , And the sequence of the S 9, therefore, the two diodes, each 0.1 seconds, for receiving the 0-degree phase and 180-degree phase signals from splitter 20. 同時に、コントローラ19は、対称的に位置しているPMTをSSB受信機26に接続する。 At the same time, the controller 19 connects the PMT that are symmetrically located SSB receiver 26. タイミング・テーブル40(図3B)に示すように、位相アレー画像形成システム15は、二つの光源をトリガし、その結果、二つの光源は、約100ミリ秒の間、0度の位相と180度の位相の変調された光を放射し、同時に、対照的に設置されているPMTをトリガする。 As shown in the timing table 40 (FIG. 3B), a phase array imaging system 15 triggers two sources, so that the two light sources is between about 100 milliseconds, 0 degree phase and 180 degrees of emit modulated light phase, at the same time, triggering a PMT, which is opposed to the installation. 例えば、レーザ・ダイオード1(S 1 )お よび2(S 2 )が、それぞれ0度および180度の位相の光を放射し、検出装置 1(D 1 )が、検査対象の組織内を伝播した光を検出すると、SSB送信機22 に位相ロックしているSSB受信機26は、検出装置1から信号を受信し、出力信号34を位相検出装置32に供給する。 For example, laser diodes 1 (S 1) Contact and 2 (S 2), respectively to emit light of a 0 ° and 180 ° phase, detector 1 (D 1) has propagated through the tissue to be examined Upon detection of light, SSB receiver 26 which is phase-locked to the SSB transmitter 22 receives a signal from the detection device 1, and supplies an output signal 34 to the phase detector 32. 位相検出装置32は、検出した光の位相(36)を測定し、SSB受信機26は、検出した光の振幅(38)を供給する。 Phase detector 32 measures the detected light phase (36), SSB receiver 26 provides the amplitude (38) of the detected light. 米国特許第4,972,331号は、この位相検出回路を開示している。 U.S. Patent No. 4,972,331 discloses a phase detection circuit.

【0063】 次のサイクルにおいて、コントローラ19は、スイッチ18に、0度および1 [0063] In the next cycle, the controller 19, the switch 18, 0 degrees and 1
80度の位相の変調された信号を放射する、レーザ・ダイオード2(S 2 )およ び3(S 3 )をそれぞれ接続するように命令し、検出装置2(D 2 )は、検査対象の組織内を伝播した光を検出する。 80 degrees phase-modulated signal of emitting laser diode 2 (S 2) Oyo instructs to connect beauty 3 (S 3), respectively, the detection device 2 (D 2) is to be inspected detecting the light propagating in the tissue. コントローラ19は、また、スイッチ27に、検出装置2を、レーザ・ダイオード2および3から検出装置2に伝播した光子に対応する検出信号を受信するSSB受信機26に接続するように命令する。 Controller 19, also the switch 27, the detection device 2 instructs to connect the detection signal corresponding to photons propagated to the detection device 2 from the laser diode 2 and 3 to SSB receiver 26 for receiving. ここでもまた、位相検出装置32は、検出した光の位相(36)を測定し、SSB Again, phase detector 32 measures the detected light phase (36), SSB
受信機26は、検出した光の振幅(38)を供給する。 The receiver 26 supplies the amplitude (38) of the detected light. 各組の持続時間は、10 Each set of duration, 10
0ミリ秒である。 0, which is the milliseconds. すべての光源−検出装置の組合せに対するデータの完全な組が30秒毎に収集される。 All light sources - complete set of data for the combination of the detection device is collected every 30 seconds. コンピュータ(図示せず)は、タイミング・テーブル4 Computer (not shown), the timing table 4
0に示す異なる組合せについて測定した位相の数値および振幅の数値を記憶し、 For different combinations shown in 0 stores numerical values ​​and the amplitude of the measured phase,
以下に説明するように、検査対象の組織の画像を形成するために、これらの数値を使用する。 As described below, in order to form an image of the examined tissue, using these numbers. コンピュータは、データ取得のために、ADA2210ボードを使用する。 Computer for data acquisition, using the ADA2210 board.

【0064】 上記の測定の前または後に、位相アレー画像形成システム15は頭骨および脳組織のモデルにより校正することができる。 [0064] After or before the above measurements, the phase array imaging system 15 may be calibrated by the model of the skull and brain tissue. 校正手続きの間、光学的モジュールはモデル上に設置され、画像形成システムはタイミング・テーブル40に示すシーケンスにより位相データおよび振幅データを収集する。 During the calibration procedure, the optical module is placed on the model, the image forming system collects the phase data and amplitude data by the sequence shown in the timing table 40. 画像形成システムは、 Imaging system,
通常の脳組織、脳浮腫、脳挫傷、頭蓋内出血と証明された外傷を患う脳と同じ散乱係数および同じ吸収係数を有する、異なるモデルを使用することができる。 Normal brain tissue, cerebral edema, cerebral contusion, having the same scattering coefficient and the same absorption coefficient as the brain suffering from proven trauma and intracranial bleeding, may use different models. モデル組織に、感染を受けた脳組織、脳血管炎、パーキンソン病、アルツハイマー病、または多発性硬化症を患った組織と同じ散乱および吸収係数を持たせることも可能である。 The model tissue, brain tissue undergoing infection, cerebral vasculitis, Parkinson's disease, Alzheimer's disease, or it is also possible to have the same scattering and absorption coefficients and multiple sclerosis suffering from tissue. さらに、モデルは大きさおよび形が異なってもよい。 Further, the model may be different in size and shape.

【0065】 位相アレー画像形成システム15は、使用する各波長に対する「モデル」画像を形成する。 [0065] Phase array imaging system 15 forms a "model" image for each wavelength used. モデル画像は、システムを校正し、組織内を伝播する光の境界条件を考慮するために、組織の画像から後で差し引かれる。 Model image is to calibrate the system, to account for the boundary conditions of the light propagating in the tissue, is subtracted later from the tissue image. 別の方法としては、位相アレー画像形成システム15は、測定データを採取する前に校正され、選択した数値を入手するために、光源または検出装置上の利得の調整が行われる。 Alternatively, the phase array imaging system 15 is calibrated prior to taking measurement data, in order to obtain the selected value, adjustment of the gain on the light source or detector is performed.

【0066】 図1Aおよび図3Aについて説明すると、二重波長位相アレー画像形成システム45は、9つの780ナノメートルのレーザ・ダイオードS 1 、S 2 、. [0066] Referring to FIGS. 1A and 3A, the dual-wavelength phase array imaging system 45 includes a laser diode S 1 nine 780 nm, S 2,. . . ,
9 、9つの830ナノメートルのレーザ・ダイオードS 1a 、S 2a 、. S 9, 9 single 830 nm laser diodes S 1a, S 2a,. . . 、S 9 a 、および4つのPMTD 1 、D 2 ,D 3およびD 4を持つ光学的モジュール12に 接続している。 , Are connected to the optical module 12 with S 9 a, and four PMTD 1, D 2, D 3 and D 4. 上記ダイオードは高電圧電源(図示せず)から電力の供給を受けている。 The diode is supplied with electric power from the high voltage power supply (not shown). ペアのレーザ・ダイオードS 1 、S 1a 、およびS 2 、S 2a 、. Laser diodes S 1 pair, S 1a, and S 2, S 2a,. . . 、S 9 、S 9aは、相互に隣接して設置されていて、ほとんど同じ組織位置のところに、 , S 9, S 9a is not located adjacent to each other, at the most the same tissue location,
変調された光を導入するように配置されている。 It is arranged to introduce modulated light. スイッチ48は、レーザ・ダイオードS 1 、S 2 、. Switch 48, laser diodes S 1, S 2,. . . 、S 9を位相スプリッタ50に接続し、この位相スプリ ッタ50は、レーザ・ダイオードに0度の位相および180度の位相の両方を持つRF変調信号を供給する。 Connects the S 9 to a phase splitter 50, the phase Splitter 50 provides RF modulated signals having a phase of both the 0-degree phase and 180 degrees to the laser diode. 同様に、スイッチ48aは、レーザ・ダイオードS Similarly, the switch 48a, the laser diode S 1a 、S 2a 、. 1a, S 2a,. . . 、S 9aを位相スプリッタ50aに接続し、この位相スプリッタは、レーザ・ダイオードに0度の位相および180度の位相の両方を持つRF変調信号を供給する。 Connects the S 9a to a phase splitter 50a, the phase splitter supplies an RF modulation signal having the phase of both the 0-degree phase and 180 degrees to the laser diode. 52MHzのSSB送信機52は、位相ロック・ループ54 SSB transmitter 52 of 52MHz, the phase-locked loop 54
により、52MHzのSSB受信機56に接続していて、50MHzのSSB送信機52aは、位相ロック・ループ54aにより、50MHzのSSB受信機5 Accordingly, if you are connected to the SSB receiver 56 of the 52 MHz, SSB transmitter 52a of 50MHz is the phase-locked loop 54a, 50MHz of SSB receiver 5
6aに接続している。 It is connected to 6a. 両方のSSB送信機52および52aは、1kHzのオッシレータ58に接続していて、上記オッシレータは、位相検出装置62および6 Both SSB transmitters 52 and 52a is not connected to a 1kHz oscillator 58, the oscillator includes a phase detector 62 and 6
2aに基準信号60を供給する。 Supplying a reference signal 60 to 2a. SSB受信機56および56aは、コントローラ49からの制御信号により、スイッチ57により、4のPMTの中の一つに接続している。 SSB receiver 56 and 56a by a control signal from the controller 49, the switch 57 is connected to one of the 4 PMT. パソコンに接続しているコントローラ49は、レーザ・ダイオードをシーケンスし、そのため、2組のレーザ・ダイオードは、スプリッタ50および50aから0度位相信号および180度位相信号を受信し、同時に、コントローラ49は、対称的に配置されている検出装置をSSB受信機56および56a The controller 49 connected to the computer, and the sequence of the laser diode, therefore, the two pairs of laser diodes, receives the 0-degree phase signal and 180 ° phase signals from splitter 50 and 50a, at the same time, the controller 49 , symmetrically arranged SSB receiver 56 is detecting device and 56a
に接続している。 It is connected to.

【0067】 タイミング・テーブル40(図3B)に示すように、位相アレー画像形成システム45は、各波長において、約100ミリ秒の間、0度位相および180度位相の変調された光を同時に放射する二つの光源をトリガし、同時に、コントローラ49は、対称的に配置されているPMTを接続する。 [0067] As shown in the timing table 40 (FIG. 3B), the phase array imaging system 45, at each wavelength between about 100 milliseconds, at the same time emits a modulated light 0 degree phase and 180-degree phase It triggers the two light sources which, at the same time, the controller 49 connects the PMT that are symmetrically arranged. 例えば、スイッチ48は、52MHZの180度の位相の変調した光を放射するために、SSB送信機5 For example, the switch 48 in order to emit light modulated in 180 degrees phase of 52 MHz, SSB transmitter 5
2を780ナノメートルのレーザ・ダイオード4(S 4 )に接続し、0度の位相 の52MHzの変調した光を放射するために780ナノメートルのレーザ・ダイオード5(S 5 )に接続する。 2 was connected to the 780 nm laser diode 4 (S 4), connected to the laser diode 5 (S 5) of 780 nm to emit light modulated in 52MHz of 0 ° phase. 同時に、スイッチ48aは、180度の位相の5 0MHZの変調した光を放射するために、SSB送信機52aを830ナノメートルのレーザ・ダイオード4a(S 4 a)に接続し、0度の位相の52MHzの 変調した光を放射するために、830ナノメートルのレーザ・ダイオード5a( At the same time, switch 48a in order to emit light modulated in 5 0 MHz 180 degree phase, connect the SSB transmitter 52a to the laser diode 4a (S 4 a) of 830 nm, the 0 degree phase to emit light modulated in 52 MHz, the laser diode 5a of 830 nm (
5a )に接続する。 To connect to the S 5a). 同時に、スイッチ57は、検査対象の組織内を伝播した両方の波長の光子に対応する検出信号を受信するために、検出装置1(D 1 )をSS B受信機56および56aに接続する。 At the same time, the switch 57, for receiving a detection signal corresponding to photons of both wavelengths having propagated inside the examined tissue, connects detector 1 (D 1) to the SS B receiver 56 and 56a.

【0068】 位相検出装置62は、検出した780ナノメートルの光の位相(66)を供給し、位相検出装置62aは、選択した幾何学的形状に対する、検出した830ナノメートルの光の位相(66a)を供給する。 [0068] Phase detector 62 supplies the phase (66) of light detected 780 nm, the phase detector 62a is for the selected geometry, the detected 830 nm light phase (66a ) supplies a. 同様に、SSB受信機56は、検出した780ナノメートルの光の振幅(68)を測定し、SSB受信機56aは、検出した830ナノメートルの光の振幅(68a)を測定する。 Similarly, SSB receiver 56 measures the amplitude (68) of light detected 780 nm, SSB receiver 56a measures the amplitude (68a) of the light detected 830 nanometers. この動作は、 This operation,
タイミング・テーブル40に示す光源と検出装置とのすべての組合せに対して反復して行われる。 It is repeatedly performed for all the combinations of the light source and the detecting device shown in the timing table 40. コンピュータ(図示せず)は、タイミング・テーブル40に示す異なる組合せに対して測定した(各波長の)位相の数値および振幅の数値を記憶する。 Computer (not shown) were measured for the different combinations shown in the timing table 40 stores the numerical values ​​and amplitude (each wavelength) phase. その後で、コンピュータは、囲んだ光源コードを含むアルゴリズムを使用して、画像を形成するために上記測定値を使用する。 Then, the computer uses an algorithm including a light source code enclosed, using said measurements to form an image. 最初にシステムは問題の領域を発見するために、手早く画像を撮影する。 First the system to find the area of ​​interest, taking a quick picture. その結果、光学的モジュールは、最適の幾何学的形状を発見するために、移動することができる。 As a result, optical modules, in order to discover the optimal geometry can be moved. 最適な幾何学的形状を発見した場合には、780ナノメートルのデータおよび830ナノメートルのデータ(すなわち、位相データおよび振幅データの両方)が取得され、ディスク上にセーブされる。 In case of finding the optimal geometry is 780 nm data and 830 nm data (i.e., both phase data and amplitude data) is acquired and saved on a disk.

【0069】 (1993年12月23日にWO 93/2514として公告された)PCT [0069] (which is published as WO 93/2514 on December 23, 1993) PCT
出願PCT/US93/05868は、いくつかの位相アレー・システムを開示している。 Application PCT / US93 / 05868 discloses a number of phase-array system. 上記出願は、引用によって本明細書の記載に援用する。 The above application is incorporated herein by reference. このPCT公告は、また、位相打ち消しおよび振幅打ち消しの基本的な原理も開示している。 This PCT publication may, also discloses the basic principle of the cancellation phase cancellation and amplitude.
位相アレー画像形成システムは、検出装置(または一つの光源および対称的に配置されているいくつかの等距離のところに配置されている検出装置)に対して、 Phase array imaging system, the detection device (or a single light source and symmetrically arranged some are detecting devices are arranged equidistantly at being),
対称的に、等距離のところに配置されている光源から放射される光を検出するための検出装置を使用する。 In contrast, using a detection device for detecting the light emitted from the light source disposed equidistant place. 二つの光源S 1およびS 2が、等しい振幅と0度および180度の位相を持つ、変調された光を放射した場合には、中央に位置する検出装置D 1は、ほぼ等質の組織の場合には、振幅がゼロの信号を検出し、0度の位 相と180度の位相の間の、例えば、90度の位相のクロスオーバを検出する。 Two light sources S 1 and S 2 are of equal amplitude and 0 degree and 180 degree phase, when the emit modulated light, detecting apparatuses D 1 located in the center, almost homogeneous tissue in this case, the amplitude detects the zero signal, between 0 degree position phase and 180 ° phase, for example, detecting the crossover of 90 degree phase.
すなわち、検出装置は、ゼロ面上に位置する。 That is, the detection device is positioned on the zero plane. 等質でない組織内においては、ゼロの面が幾何学的なセンターラインからズレる。 Within not homogeneous tissue, the zero plane is displaced from the geometric centerline. しかし、ゼロ状態になると、吸収装置および散乱装置のセツドウを測定する感度が非常に鋭敏になる。 However, at the zero state, the sensitivity of measuring the perturbation of the absorber and the scattering device is very sensitive. さらに、 further,
ゼロ状態の場合には、システムは、両方の光源に共通な振幅の変動に比較的鈍感になり、大きな組織に影響を与える異質に対して鈍感になる。 If the zero state, the system becomes relatively insensitive to variations in the common amplitude to both light sources, become insensitive to extraneous influences the large organizations. 散乱コントラストが、吸収すべてのとと同じである場合には、システムの散乱に対する感度は高くなる。 Scattering contrast, if the same absorption all and A, the sensitivity is higher for the scattering system. システムは、血液の量または血液の酸素添加が変化すると、50〜60度の位相のシフトを容易に観察することができ、この場合、1Hzの帯域幅に対する位相ノイズは、0.1度以下である(s/n>400)。 System, the oxygenated blood volume or blood changes, it is possible to easily observe the shift of 50 to 60 degrees phase this case, the phase noise for the bandwidth of 1Hz is below 0.1 ° a (s / n> 400). 画像形成の際には、 At the time of image formation,
振幅信号の重要性は少し小さい。 The importance of the amplitude signal is a little small. 何故なら、位置表示が幾分曖昧であるからある。 Because, there is because the position display is somewhat ambiguous. すなわち、ゼロ面に対する吸収対象物の変位がどうあろうと、信号の増大が観察されるからである。 That is, when what any displacement of the absorbent object with respect to the zero plane, because signal increase is observed. しかし、光源をさらにコード化することにより、この点は改善される。 However, by further encoding the light source, this point is improved.

【0070】 PCT出願PCT/US93/05868が開示しているように、光源は、組織の散乱特性(μ s '=10cm -1 )および吸収特性(μ a =0.04cm -1 )により決まる比較的長い波長(−10センチ)を持つ、打ち消し効果により光子の拡散波を励起する。 [0070] As PCT Application PCT / US93 / 05868 discloses, comparison source is determined by the scattering properties of the tissue (μ s' = 10cm -1) and absorption properties (μ a = 0.04cm -1) target having a long wavelength (-10 cm) by canceling effect exciting the diffusion wave photons. 光子拡散波長が約10センチなので、「近い視野」内に画像が形成される。 Since the photon diffusion wavelength is about 10 cm, an image is formed in a "near field". 画像形成システムは、画像に形成される特性(すなわち、血液の量、血液の酸素添加、組織内の造影剤の分布、組織の吸収成分、組織の蛍光成分またはその他)により、可視光線から赤外線の範囲内の、一つのまたはいくつかの波長の光源を使用することができる。 Imaging system, characteristics that are formed in the image (i.e., the amount of blood, blood oxygenation, the distribution of the contrast agent in the tissue, the absorption components of the tissue, the fluorescence components of the tissue or other), the infrared from the visible light in the range, one or several light sources of wavelengths can be used. ゼロ・クロッシング検出のところの位相信号は、本質的には、方形波の「過負荷」信号である。 Phase signal at zero crossing detection is essentially a "overload" signal of the square wave. 近い放射源の光源−検出装置のペアから、遠い方の光源−検出装置のペアへの画像形成で発生する可能性がある、信号振幅の変化に対して中程度に感度が低く、周囲の光に対しても中程度に感度が低い。 Nearby source of the light source - the pair of the detection device, the farther light source - that may occur in the image formation on the detector pairs, the sensitivity is low moderate to changes in signal amplitude, ambient light sensitivity is low to moderate even for.

【0071】 図4について説明すると、他の実施形態の場合には、画像形成システム15または45の代わりに、位相アレー画像形成システム100が使用される。 [0071] When the FIG. 4 will be described, in the case of other embodiments, in place of the image forming system 15 or 45, a phase array imaging system 100 is used. 9のレーザ・ダイオード、S 1 、S 2 、. 9 laser diodes, S 1, S 2,. . . 、S 9 、および四つのPMT、D 1 、D 2 、 D 3 、D 4を含む、(図1Aの)光学的モジュール12に接続している画像形成システム100は、ホモダイン位相検出を使用する。 , S 9, and four PMT, D 1, D 2, D 3, D including 4, (in FIG. 1A) the image forming system 100 connected to the optical module 12 uses a homodyne phase detection. スイッチ102は、レーザ・ Switch 102, laser
ダイオードS 1 、S 2 、. Diode S 1, S 2,. . . 、S 9を位相スプリッタ104に接続し、この位相 スプリッタは、上記ダイオードに0度の位相および180度の位相の両方を持つRF変調信号を供給する。 Connects the S 9 to a phase splitter 104, the phase splitter supplies an RF modulation signal having the phase of both the 0-degree phase and 180 degrees to the diode. 画像形成システム100は、また、ドライバ108にRF信号を供給する200MHzのオッシレータ106を含む。 The image forming system 100 also includes a oscillator 106 of 200MHz supplying RF signals to the driver 108. 、上記ドライバは、位相スプリッタ104に接続している。 The driver is connected to the phase splitter 104. (別の方法としては、10〜100 (As an alternative method, 10 to 100
MHzの範囲内、好適には、5〜500MHZの範囲内のオッシレータを使用することができる。 In the range of MHz, preferably, it can be used oscillator in the range of 5~500MHZ. )位相シフタ114は、ドライバ108から駆動信号(112 ) Phase shifter 114, the drive signal from the driver 108 (112
)を受信し、その信号を(例えば、0度位相の変化のような)選択した位相の信号を90度位相スプリッタ116に供給する。 ) Receives and supplies the signal (e.g., a) phase signals selected such as changes in 0 degree phase 90 degree phase splitter 116. 位相スプリッタ116は、二重バランス・ミキサ(DBM)122および124に、それぞれ、0度位相信号(1 Phase splitter 116, a double balanced mixer (DBM) 122 and 124, respectively, 0 ° phase signal (1
18)および90度位相信号(120)を供給する。 18) and 90 degrees for supplying a phase signal (120).

【0072】 パソコン(PC)に接続しているコントローラ140は、スイッチ102により、レーザ・ダイオードS 1 、S 2 、. [0072] PC controller 140 that is connected to the (PC) is a switch 102, a laser diode S 1, S 2,. . . 、S 9をシーケンスし、その結果、二 つのダイオードが、スプリッタ104から0度位相および180度位相で、変調信号を受信する。 , And the sequence of the S 9, as a result, two of the diodes in the splitter 104 0-degree phase and 180 ° phase, for receiving modulated signals. 同時に、コントローラ140は、スイッチ130により、対称的に配置されているPMTをアンプ134に接続する。 At the same time, the controller 140, the switch 130 connects the PMT that are symmetrically arranged to the amplifier 134. アンプ134は、二重バランス・ミキサ122および124および直流検出装置138に検出信号(13 Amplifier 134, the double balanced mixers 122 and 124 and the DC detector 138 to the detection signal (13
6)を供給する。 6) for supplying. 二重バランス・ミキサ122は、検出信号(136)および0 Double balanced mixer 122, the detection signal (136) and 0
度の位相基準信号(118)を受信し、同相の信号I(144)を供給する。 It receives every phase reference signal (118), and supplies the in-phase signal I (144). 二重バランス・ミキサ124は、検出信号(136)および90度の位相基準信号(120)を受信し、直角位相の信号R(142)を供給する。 Double balance mixer 124 receives the detection signal (136) and 90 ° phase reference signal (120) supplies a signal quadrature R (142). 直流検出装置1 DC detector 1
38は、直流信号(146)を供給する。 38 supplies a DC signal (146). 同相信号Iおよび直角位相信号Rは、 Phase signal I and quadrature signal R,
検出した光学的放射の位相(Θ=tan -1 I/R)および検出した光学的放射の振幅(A=(R 2 +I 2-1/2 )を指定する。 Specifying the detected optical radiation phase (Θ = tan -1 I / R ) and of the detected optical radiation amplitude (A = (R 2 + I 2) -1/2). 米国特許第5,553,614号は、この位相検出回路を開示している。 U.S. Patent No. 5,553,614 discloses a phase detection circuit. 上記米国特許は、引用によって本明細書の記載に援用する。 The above U.S. patents are incorporated herein by reference.

【0073】 画像形成システム15および45と同様に、画像形成システム100は、タイミング・テーブル40を使用して、コントローラ140に、レーザ・ダイオードおよびPMT検出装置をシーケンスするように命令する。 [0073] Similar to the image forming system 15 and 45, the image forming system 100 uses the timing table 40, the controller 140 commands the sequence the laser diodes and the PMT detector. コンピュータは、各組合せに対する位相の数値および振幅の数値を記憶し、以下に説明する画像を形成する。 Computer stores numerical values ​​and the amplitude of phase with respect to each combination, to form an image as described below.

【0074】 図4Aは、位相打ち消し、位相アレー画像形成システム100の一部の略図である。 [0074] Figure 4A cancellation phase, which is part of the schematic representation of the phase array imaging system 100. 画像形成システム100の図示の部分は、二つのレーザ・ダイオードLD The illustrated portion of the image forming system 100 includes two laser diodes LD 1およびLD 2 、および光検出装置D 1を含む。 1 and LD 2, and a light detector D 1. これらレーザ・ダイオードおよび 光検出装置は、光学的モジュール12または14に内蔵されている。 These laser diodes and light detecting devices are built in the optical module 12 or 14. オッシレータ106は、30〜140MHzの範囲内の周波数を持つキャリヤ波形を供給する。 Oscillator 106 supplies a carrier waveform having a frequency in the range of 30~140MHz. キャリヤ波形周波数は、システムの動作に従って選択される。 The carrier waveform frequency is selected according to the operation of the system. スイッチ10 Switch 10
2により、光源を時間多重化する場合には、キャリヤ波形は、スイッチング時間を持つために、例えば、30MHzのようなもっと低い周波数で変調される。 By 2, when the light source time multiplexing, the carrier wave, in order to have a switching time, for example, is modulated at a lower frequency such as 30 MHz.

【0075】 時間多重化を行わない場合には、オッシレータ106は、100MHzの範囲内で動作する。 [0075] In the case without time multiplexing, oscillator 106 operates in the range of 100 MHz. スプリッタ104は、オッシレータの波形を0度および180度の信号に分割し、その後で、これらの信号は、デジタル的に制御されている減衰器107Aおよび107Bにより、その振幅が0〜10%減衰する。 Splitter 104, the waveform of the oscillator is divided into 0 ° and 180 ° signals, thereafter, these signals are by attenuators 107A and 107B are digitally controlled, its amplitude is attenuated 0-10% . 減衰した信号の位相は、デジタル的に制御されている位相シフタ109Aおよび109Bにより、10から−30度、好適には、20度だけシフトされる。 Attenuated signal of the phase, the phase shifters 109A and 109B are digitally controlled, 10 -30 °, preferably it is shifted by 20 degrees. レーザ・ダイオード108Aおよび108Bは、それぞれ、例えば、780または800ナノメートルの同じ波長の光を放射するLD 1およびLD 2を駆動する。 Laser diodes 108A and 108B, respectively, for example, drives the LD 1 and LD 2 emits light of the same wavelength of 780 or 800 nanometers. 導入された光が検査対象の組織内を伝播した後で、PMT検出装置は、最初0度および180度の位相を持つ検出した信号を増幅する。 After the introduced light is propagated in the examined tissue, PMT detector amplifies the detected signals having initially 0 degree and 180 degree phase. すでに説明したように、組織が等質であり、LD 1 、LD 2およびD 1が対称的に配置されている場合には、PMTの出力 は90度、すなわち、0度と180度の半分であり、振幅はゼロに近い。 As already described, the tissue is homogeneous, when the LD 1, LD 2 and D 1 are symmetrically arranged, the output of the PMT is 90 °, i.e., at half the 0 ° and 180 ° Yes, the amplitude is close to zero. パソコン(PC)は、減衰器107Bによる減衰、および位相シフタ109Bによる位相シフトを調整し、その結果、検出装置D 1は、均質な組織の場合には、公称値 で約25度の位相および公称値で、約≦10ミリボルトの振幅を検出する。 PC (PC) adjusts the attenuation and phase shift by the phase shifter 109B by attenuator 107B, a result, the detection apparatuses D 1 in the case of homogeneous structure is about 25 degree phase and a nominal nominally the value, for detecting the amplitude of about ≦ 10 millivolts. この信号は、アンプ134およびIQ回路139に送られる。 This signal is sent to the amplifier 134 and the IQ circuit 139. 余弦信号および正弦信号はパソコンに送られ、パソコンは、位相が約25度の出力および約10ミリボルトの振幅信号を供給するために、振幅(IおよびQの平方の和の平方根)および位相角(そのタンジェントがI/Qである角度)を取り上げる。 Cosine signal and a sine signal is sent to the personal computer, PC, for phase supplies an amplitude signal of about 25 degrees output and about 10 millivolts, (the square root of the sum of the squares of the I and Q) amplitude and phase angle ( the tangent is pick up the angle is) a I / Q. パソコンは、 PC,
また、10〜30度の間、好適には、約25度であることが好ましい位相φ 3を 持つために、基準信号をIQに調整する。 Further, during the 10-30 degrees, preferably, to have a phase phi 3 is preferably about 25 degrees, to adjust the reference signal to the IQ. すなわち、位相シフタ114は、IQ That is, the phase shifter 114, IQ
回路139に、位相シフタ109Aおよび109Bの組合せにより選択された基準位相を供給する。 The circuit 139, and supplies the selected reference phase by the combination of phase shifters 109A and 109B.

【0076】 この好適な実施形態の場合には、スプリッタ104は、(ニューヨーク州11 [0076] In the case of this preferred embodiment, splitter 104, (New York 11
235−0003、ブルックリン、私書箱350186所在の)ミニ・サーキット社が市販している、二方向180度電力スプリッタ・モデル番号ZSCJ−2 235-0003, Brooklyn, PO Box 350186 whereabouts) Mini Circuit marketed by the company, two-way 180 ° power splitter model number ZSCJ-2
1である。 1. 位相シフタ109A、109Bおよび114、および減衰器107A Phase shifter 109A, 109B, and 114, and the attenuator 107A
および107Bも、ミニ・サーキット社が市販している。 And 107B also, mini-circuit marketed by the company. 減衰器としては、高分離アンプMAN−1ADを使用することができる。 The attenuator may use a high isolation amplifier MAN-1AD. IQ復調装置139としては、これもミニ・サーキット社が市販している復調装置MIQY−140Dを使用することができる。 The IQ demodulator 139, which also can be used demodulator MIQY-140D mini-circuit marketed by the company.

【0077】 上記システムは、モデル、または(例えば、脳の反対側の葉または腫瘍を含まない同じ器官の他の部位のような)対称的な組織領域上の減衰器107B(A 2 )および位相シフタ109B(φ 2 )の初期値を入手する。 [0077] The system, model or (e.g., such as other parts of the same organ without the opposite side leaves or tumor of the brain) attenuator 107B (A 2) on symmetrical tissue regions and phase, to obtain the initial value of the shifter 109B (φ 2). 全光学的プローブは 、種々の光源−検出装置の組合せに対するA 2およびφ 2の校正値(すなわち、ベースライン画像)を記憶することにより、組織モデルにより校正される。 All spectroscopic probes are various sources - calibration value A 2 and phi 2 for the combination of the detection device (i.e., the baseline image) by storing, is calibrated by the organizational model. その後で、プローブは、例えば、腹部に移動し、種々の光源および検出装置の組合せに対する位相および振幅が検出される。 Thereafter, the probe can be, for example, moves to abdomen, the phase and amplitude for the combination of various light sources and the detection device is detected. 反対側の腫瘍を含まない腎臓をモデルとして使用する場合には、(脳の病状の鏡像の性質のためにプローブの位置に注意しながら)反対側の脳の葉の方向に移動させ、その後で、組織の画像を入手するために、すべての光源−検出装置の組合せから画像が読み出される。 When using kidney without the tumor on the opposite side as model (taking care to position the probe due to the nature of the mirror image of the condition of the brain) is moved in the direction of the leaf opposite the brain, thereafter , to obtain an image of the tissue, all light sources - image is read out from the combination of the detection device. 1およびF 2の帯域幅がシステムの正規化の際に制限条件として認められる限りは、多重化は制限されない。 As long as the bandwidth of F 1 and F 2 is recognized as a limiting condition when the normalization systems, multiplexing is not limited. 正規化は正確なものであって、「ディザ」を含んでいてはならないことに留意されたい。 Normalization is a be accurate, including the "dither" Note that not. それ故、F 1およびF 2内の濾過の量は有意なものであってはならない、すなわち、10Hz帯域幅より狭いものでなければならないことに留意されたい。 Therefore, the amount of filtration in F 1 and F 2 are must not significant, i.e., it should be noted that must be narrower than 10Hz bandwidth. φ 2が広い範囲にわたって調整される場合には、振幅−位相ク ロストークが起こる。 If the phi 2 is adjusted over a wide range, amplitude - phase crosstalk occurs. それ故、システムは位相を調整し、その後で、振幅を調整し、振幅位相クロストークをなくすために、上記調整を反復して行うことができる。 Therefore, the system adjusts the phase, then, adjusts the amplitude, in order to eliminate the amplitude phase crosstalk can be performed by repeating the above adjustment. 1およびφ 1を制御すると、もっと広い範囲の制御を行うことができる。 Controlling the A 1 and phi 1, it is possible to control the wider range. この場合、明らかに、倒置信号がそれらに供給される。 In this case, obviously, inverted signal is supplied to them. すなわち、A 1 φ 1信号が増大するにつれて、A 2 φ 2信号が減少する。 That is, as the A 1 phi 1 signal increases, A 2 phi 2 signal decreases. 周波数範囲を非常に広くするために、 To a very wide frequency range,
2およびφ 2の両方をPINダイオードにより制御することができる。 Both A 2 and phi 2 may be controlled by the PIN diode. しかし、 But,
信号処理により、フィードバック・システムの帯域幅が制御されるので、自動的な補償を行うために、位相および振幅をPINダイオードまたはリレーにより制御することができる。 The signal processing, since the bandwidth of the feedback system is controlled, in order to perform automatic compensation, the phase and amplitude can be controlled by PIN diodes or relays. さらに、二重波長源または三重波長源を使用する場合には、それぞれを別々に校正しなければならない。 Furthermore, when using the dual wavelength source or triple-wavelength source, it must be calibrated each separately. 何故なら、(もちろん、それらが光ファイバで結合されていない限り)画像形成される組織に対して、二つの光源を同じ位置に設置することができないからである。 Because relative (of course, so long as they are not coupled with the optical fiber) tissue to be imaged, it is not possible to install two light sources in the same position.

【0078】 図5について説明すると、他の実施形態の場合には、光学的システム15、4 [0078] Referring to FIG. 5, in the case of other embodiments, the optical system 15,4
5または100の代わりに、二重波長位相アレー光学的システム150を使用する。 Instead of 5 or 100, using a dual wavelength phase array optical system 150. 9個の760ナノメートルのレーザ・ダイオードS 1 、S 2 、. Laser diodes S 1, S 2, nine 760 nm. . . 、S 9と 、9個の840ナノメートルのレーザ・ダイオードS 1a 、S 2a 、. , And S 9, the laser diode S 1a of nine 840 nm, S 2a,. . . 、S 9a , S 9a,
および4個のPMT、D 1 、D 2 ,D 3およびD 4を持つ光学的モジュール12(図1A)に接続している光学的システム150は、ヘテロダイン位相検出に基づいている。 And four PMT, optical system 150 is connected to optical module 12 (FIG. 1A) with D 1, D 2, D 3 and D 4 is based on heterodyne phase detection. スイッチ152は、レーザ・ダイオードを位相スプリッタ154に接続していて、上記位相スプリッタは、上記ダイオードに、0度の位相および108 Switch 152 connects a laser diode to a phase splitter 154, the phase splitter, to the diode, 0 degree phase and 108
度の位相の両方を持つRF変調信号を供給する。 Supplying a RF modulation signal having both a degree of phase. 画像形成システム150は、2 The image forming system 150, 2
00MHzオッシレータ160および200.025MHzオッシレータ162 00MHz oscillator 160 and 200.025MHz oscillator 162
に接続しているミキサ165を使用する。 Using the mixer 165 is connected to. (別の方法としては、10〜1000 (As an alternative method, 10 to 1000
MHz、好適には、50〜500MHzの範囲内で動作するオッシレータを使用することができる。 MHz, preferably, may be used oscillator to operate within 50~500MHz. )ミキサ165は、調整可能な利得コントローラ(177) ) Mixer 165, an adjustable gain controller (177)
に、25kHzの基準信号(168)を供給する。 To supply the reference signal of 25 kHz (168). 電力アンプ163に接続しているオッシレータ162は、ヘテロダイン検出のために、各PMT検出装置の第二のダイノードに、200.025MHzの基準信号(170)を供給する。 Oscillator 162 connected to the power amplifier 163, to the heterodyne detection, the second dynode of each PMT detector provides a reference signal of 200.025MHz (170). 各PMT検出装置は、スイッチ178に、25kHzの検出信号(172)を供給し、上記スイッチは、25kHzフィルタ180に、上記信号を供給する。 Each PMT detection device, the switch 178 supplies the detection signal of 25kHz (172), the switch is in the 25kHz filter 180, and supplies the signal. 位相検出装置184は、調整可能な利得コントローラ182に接続していて、上記コントローラは、濾過し、増幅した検出信号(186)を調整可能な利得コントローラ182に供給し、上記調整可能な利得コントローラ182は、基準信号(1 Phase detection device 184 is not connected to an adjustable gain controller 182, the controller is filtered and amplified detection signal (186) is supplied to the adjustable gain controller 182, the adjustable gain controller 182 the reference signal (1
88)を供給する。 88) supplies a. スイッチ190に接続している位相検出装置184は、各波長に対して、検出した位相の数値を供給する。 Phase detection device 184 connected to the switch 190 supplies for each wavelength, the numerical value of the detected phase. 米国特許第5,187,672号は、この位相検出回路を開示している。 U.S. Patent No. 5,187,672 discloses a phase detection circuit. 上記米国特許は、引用によって本明細書の記載に援用する。 The above U.S. patents are incorporated herein by reference. 米国特許第5,564,417号が、他のタイプの位相検出回路を開示している。 U.S. Patent No. 5,564,417 discloses an phase detection circuit of another type. 上記米国特許は、引用によって本明細書の記載に援用する。 The above U.S. patents are incorporated herein by reference.

【0079】 上記と同様に、パソコンに接続しているコントローラ175は、スイッチ15 [0079] in the same manner as described above, the controller 175 is connected to a computer, switch 15
2により、レーザ・ダイオードS 1 、S 2 、. The 2, laser diodes S 1, S 2,. . . 、S 9 、またはレーザ・ダイオ ードS 1a 、S 2a 、. , S 9 or laser diodes S 1a,, S 2a,. . . 、S 9aをシーケンスし、そのため、同じ波長を放射している二つのダイオードが、スプリッタ154から0度位相信号および180度位相信号を受信する。 , And the sequence of the S 9a, therefore, two diodes that emit the same wavelength, receives a 0-degree phase signal and 180 ° phase signals from splitter 154. 同時に、コントローラ175は、スイッチ178により、対称的に位置しているPMTをフィルタ180および調整可能な利得コントローラ182に接続する。 At the same time, the controller 175, the switch 178 connects the PMT that are symmetrically located in filter 180 and adjustable gain controller 182. 位相検出装置184は、測定した位相を供給する。 Phase detector 184 supplies the measured phase. 画像形成システムは、タイミング・テーブル40(図3B)を使用する。 Imaging system uses the timing table 40 (FIG. 3B). しかし、二つの波長の光は、周波数コード化されてないので、レーザ・ダイオードS 1 、S 2 、. However, light of two wavelengths is not registered frequency encoded, laser diodes S 1, S 2,.
. . 、S 9 、またはレーザ・ダイオードS 1a 、S 2a 、. , S 9 or laser diodes S 1a,, S 2a,. . . 、S 9aは、各シーケ ンスでトリガされる。 , S 9a are triggered in each sequence. コンピュータは、異なる組合せに対して測定した位相の数値を記憶する。 Computer stores a number of phases measured for different combinations. コンピュータは、また、以下に説明する画像を発生する。 The computer also generates images described below.

【0080】 図6について説明すると、他の実施形態の場合には、振幅打ち消し画像化システム200は、図6Bの光学的モジュール212を使用する。 [0080] Figure 6 will Explaining, In other embodiments, the amplitude cancellation imaging system 200 uses an optical module 212 of Figure 6B. 光学的モジュール212は、12個の光源、S 1 、S 2 、. Optical module 212, the 12 light sources, S 1, S 2,. . . 、S 1 2、およびプラスチックまた はラバフォーム材料上に装着されている4個の光検出装置D 1 ,D 2 、D 3および D 4を含む。 Includes S 1 2, and a plastic or four in that is mounted on a mule foam material of the photodetector D 1, D 2, D 3 and D 4. 上記光源および光検出装置は、選択した光源−検出間間隔を持つ、 16個の光源−検出装置の組合せ(C1,C2,...,C16)を供給する、 The light source and the light detector is selected source - with detection spacing, 16 light source - the combination of the detection device (C1, C2, ..., C16) for supplying,
幾何学的パターン上に位置する。 Located on the geometric pattern. 約1.25センチ光を浸透させるために、上記間隔は2.5センチになっている。 To penetrate about 1.25 centimeters light, the distance is in a 2.5 cm. (異なる深さの組織のいくつかの二次元画像を入手するために、異なる光源−検出装置間隔を持ついくつかのモジュールを使用することができる。別の方法としては、一つのモジュールが、間隔の異なる複数の光源−検出装置間間隔を含むことができる。光の透過の深さは、光源−検出装置間の間隔の約1/2である。)上記光源は1ワットのタングステン電球である。 (To obtain the number of two-dimensional images of different depths of the tissue, different light sources -. Some alternative methods which can be used modules with detector spacing, one module, interval plurality of different light sources -. may include a detection device spacing depth of light transmission, the light source -. about half the distance between the detection device) the light source is 1 watt tungsten bulb . 上記タングステン電球は、帯域幅の広い、変調されていない光を放射する。 The tungsten bulb, wide bandwidth, emits light that is not modulated.
光検出装置は、シリコン・ダイオードで、各シリコン・ダイオードは、中心の周波数が760ナノメートルおよび850ナノメートルである10ナノメートルの帯域幅を放射する干渉フィルタを備える。 Photodetector is a silicon diode, the silicon diodes includes an interference filter frequency center emits 760 bandwidth 10 nm is nanometers and 850 nanometers. 検査対象の組織内の、オキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンを検出するために、760ナノメートルおよび850ナノメートルの波長を選択する。 In the examined tissue, in order to detect oxyhemoglobin and deoxyhemoglobin, to select a wavelength of 760 nm and 850 nm.

【0081】 光学的モジュール212は、アナログ回路202に接続していて、上記アナログ回路は、光源S1、S2、. [0081] Optical module 212 is not connected to the analog circuit 202, the analog circuit includes a light source S1, S2,. . . 、S12を制御するための光源回路204を含む。 Includes a light source circuit 204 for controlling the S12. 光学的モジュール212は、検出装置回路206に接続していて、上記検出装置回路は、ダイオード検出装置D1、D2、D3およびD4を制御する。 Optical module 212 is not connected to the detector circuit 206, the detector circuit controls the diode detector D1, D2, D3 and D4. 通常、画像形成システム200は、10 -6秒から0.1秒の範囲の選択した時間の間、各光源をオンにすることができ、一つまたはいくつかの対称的に配置されている検出装置は、光学的データを収集するために、同時に、または順次オンになる。 Usually, the image forming system 200 is between 10 -6 seconds to 0.1 seconds Range of the selected time, can turn on each light source, one or several symmetrically arranged with being detected device, in order to collect optical data, simultaneously or sequentially turned on. より詳細に説明すると、光源S1、S2、. More particularly, the light source S1, S2,. . . 、S12の中の一つが、5 , One of the S12 is, 5
00ミリ秒の間オンになり、放射した光は、対応する入力ポートから組織内に導入される。 Turned on during the 00 ms, the emitted light is introduced into the tissue from the corresponding input port. 導入された光子は、検出ポートの方向に向かって検査対象の組織内のバナナ形の経路を伝播する。 Introduced photons toward the detection port to propagate banana-shaped path in the examined tissue. 対応する検出装置は、光源の後200ミリ秒後でトリガされ、200ミリ秒の間光を収集する。 Corresponding detector is triggered 200 msec after after light, collecting light between 200 milliseconds. 検出装置回路206は、ダイオード検出装置から検出信号を受信する。 Detector circuit 206 receives the detection signal from the diode detector. 検出回路206は、背景の光を含む暗電流/ Detection circuit 206, the dark includes a background light current /
ノイズ、演算増幅器の直流オフセット、ホトダイオードの暗電流、個々の構成部材の出力に対する温度の影響、および環境の変化による変動を修正することができる。 Noise, DC offset of the operational amplifier, the photodiode dark current, it is possible to modify the variations due to effect of temperature on the output of the individual components, and changes in the environment.

【0082】 画像形成システム200は、その内部オッシレータにより同期している四つのステップでデータを取得する。 [0082] Image forming system 200 acquires data in four steps synchronized by its internal oscillator. 第一のステップは、光源をオフにして後で行われる。 The first step is performed later off the light source. 検出装置の出力は、インテグレータ216に送られ、積分コンデンサ218 The output of the detector is sent to an integrator 216, integrating capacitor 218
は、暗レベル電圧まで充電される。 It is charged to the dark level voltage. 第二のステップにおいて、光源がオンにされ、200ミリ秒後に、検出した光の輝度に対応するプリアンプの出力が、コンデンサ218を第一のステップの充電電流の極性と反対の極性の電流で充電するような方法で、インテグレータ216に送られる。 In a second step, the light source is turned on, after 200 milliseconds, the output of the preamplifier corresponding to the luminance of the detected light, charges the capacitor 218 with the polarity opposite to the polarity of the current of the charging current of the first step in such a way as to be sent to the integrator 216. このことは、スイッチAおよびBのオン/オフの適当な組合せにより行うことができる。 This can be done by a suitable combination of on / off switches A and B. コンデンサ218の電圧は、200ミリ秒後に、全検出輝度から暗レベルのノイズ信号を差し引いたものを表わすある数値に充電される。 Voltage of the capacitor 218, after 200 ms, are charged to a numerical value representing the minus the dark level noise signal from the entire detection brightness. 第三のステップにおいて、正の単位利得演算増幅器、および負の単位利得演算増幅器(220および222)を切り離すために、両方のスイッチAおよびBがオフにされる。 In a third step, in order to disconnect the positive unity gain operational amplifier, and the negative unity gain operational amplifiers (220 and 222), both switches A and B are turned off. その後で、インテグレータ21 Thereafter, the integrator 21
8の出力は、スイッチCを通して、アナログ−デジタル変換器に送られ、デジタル信号が、コンピュータのメモリに記憶される。 The output of the 8, through switch C, analog - sent to digital converter, a digital signal is stored in the memory of the computer. 第四のステップにおいて、47 In a fourth step, 47
キロの抵抗を通してコンデンサ218を放電させるために、スイッチA、BおよびCがオフになり、スイッチDがオンになる。 Through km resistor to discharge the capacitor 218, switches A, B and C are turned off, the switch D is turned on. この時点で、インテグレータ21 At this point, integrator 21
6の回路は、ゼロにリセットされ、検出サイクルの第一のステップに対する準備が完了する。 Circuit 6 is reset to zero, ready for the first step of the detection cycle is complete.

【0083】 別の方法としては、アナログ回路202の代わりに、アナログ−デジタル変換器および光学的モジュール212の全動作を制御する適当なソフトウェアを備えたコンピュータを使用することができる。 [0083] Alternatively, instead of an analog circuit 202, an analog - a computer equipped with appropriate software for controlling the overall operation of the digital converter and optical module 212 can be used. アルゴリズムは、上記と同じ方法で光学的モジュール212の光源および検出装置を制御する。 Algorithm, controls the light source and detector of the optical module 212 in the same manner as described above. 検出した暗レベルのノイズ信号は、導入した光の検出した輝度からデジタル的に差し引かれる。 Dark level noise signal detected is digitally subtracted from the detected brightness of the introduced light.

【0084】 収集したデータ・セットは、画像形成アルゴリズムにより処理される。 [0084] The collected data sets are processed by the image forming algorithm. 画像形成アルゴリズムは、各データ・セットに対する各光源−検出装置の組合せに対する検査対象の組織の血液量を計算する。 Imaging algorithm, each light source for each data set - calculating the blood volume of the examined tissue for the combination of the detection device. 画像形成アルゴリズムは、また、各光源−検出装置の組合せに対する検査対象の組織の酸素添加も計算することができる。 Imaging algorithm, and each light source - oxygenation inspected of the tissue to the combination of the detection device can also be calculated.

【0085】 血液量の画像および酸素添加の画像は、「モデル」画像から差し引くことができる。 [0085] blood volume image and oxygenation images can be subtracted from the "Model" image. 組織の異常の位置をつきとめ、特徴を示す目的で、(以下にさらに詳細に説明する)一致データを形成するために、血液量の画像を酸素添加の画像から差し引くことができる。 Identify the abnormal position of the tissue for the purpose of showing the characteristics, (described in more detail below) to form a matched data can be subtracted images of the blood volume from the image of oxygenation. 上記画像を作成する前に、16(4x4)のデータ点を含む差動画像データ・セットを、32x32の画像点を含む画像形成データ・セットに拡大するために内挿アルゴリズムを使用する。 Before creating the image, a differential video image data set containing data points of 16 (4x4), using the interpolation algorithm to enlarge the image formation data set containing an image point of 32x32.

【0086】 別の方法としては、コンピュータは、光の拡散、屈折および光学的画像形成システムが使用するバナナ状の幾何学的形状用に修正したコンピュータ断層撮影法(CT)では周知の逆投影アルゴリズムを使用する。 [0086] Alternatively, the computer, the diffusion of light, refraction and optical imaging system computed tomography was modified for banana-shaped geometry using (CT) in a known backprojection algorithm to use. 光学的逆投影アルゴリズムの場合には、ピクセルを表すビーム用に、弾道状に放射されたX線の線形関係の代わりに、「光子伝播密度」の確率的概念が使用される。 In the case of the optical backprojection algorithm, the beam representing pixels, instead of the linear relationship of ballistic shape radiated X-rays, probabilistic concept of the "photon migration density" is used. 光子伝播密度は、入力ポートのところで導入された光子が特定のピクセルを占拠し、検出ポートに到着する確率を示す。 Photon migration density denotes a probability that a photon introduced at the input port occupied particular pixel arrives at the detection port. 異なるタイプの組織の場合には、位相変調分光光度計が、確率計算の際に使用した散乱係数および吸収係数の数値を供給する。 If different types of tissue, the phase modulation spectrophotometer provides the numerical values ​​of the scattering and absorption coefficients were used in the probability calculation. 画像再構成プログラムにおいては、逆投影を処理するために確率が使用される場合には、確率は加重係数に変換される。 In the image reconstruction program, if the probability is used to process backprojection probability is converted into a weighting factor. X線CTでは周知の逆投影アルゴリズムが使用される場合もある。 In some cases X-rays backprojection algorithm known in CT may be used. 逆投影は、各ビームが各ピクセル中の加重とともに伝達する情報の値の平均値を出す。 Backprojection display an average value of the value of the information each beam is transmitted along with the weight in each pixel. 光子密度画像形成用の加重アルゴリズムは、上記の逆投影再構成アルゴリズムにおいて使用することができる。 Photon weighting algorithm for density image formation, can be used in the backprojection reconstruction algorithm described above.

【0087】 逆投影アルゴリズムで使用するボケおよび屈折を修正するための方法は、19 [0087] The method for correcting blurring and refraction used in the backprojection algorithm 19
96年3月12日付のS. Dated 96 March 12 S. B. B. コラク、H. Koraku, H. ショムバーグ、G. Shomubagu, G. W. W. フーフト、 Fufuto,
M. M. B. B. ホンデルマークの、「異質拡散の媒体内の光学的逆投影断層撮影法」が開示している。 Hong del mark, "optical back-projection tomography in the media of heterogeneous diffusion" is disclosed. この出版物の参考文献は、光学的逆投影断層撮影法についてのさらに詳細な情報を記載している。 References of this publication describes a more detailed information about the optical backprojection tomography. 上記出版物の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。 Full text of the publication are incorporated herein by reference.

【0088】 振幅打ち消し画像形成システム200の別の実施形態では、図2Aの光学的モジュール14を使用する。 [0088] In another embodiment of the amplitude cancellation imaging system 200 uses optical module 14 in FIG. 2A. この装置の場合には、中央に配置されている4個の光源S 1 ,S 2 ,S 3およびS 4 ,および21個の検出装置D 1 ,D 2 ,. In the case of this apparatus, four light sources which are arranged in the center S 1, S 2, S 3 and S 4, and 21 of the detector D 1, D 2,. . . 、D 21は、各光源に対して多数の対称的な光子伝播経路を形成する。 , D 21 form a number of symmetrical photon migration paths for each source. 例えば、光源S 1は 、10 -6秒から0.1秒の範囲のある時間の間、オンになる。 For example, the light source S 1 is between a range of 10 -6 sec 0.1 seconds, it turned on. この光源は、変調していない光を検査対象の組織内に放射する。 The light source emits light that is not modulated in the examined tissue. 対称的に配置されている検出装置D 1およびD 11は同時にオンになり、ほぼ対称的な経路上を伝播する導入された 光子を収集する。 Symmetric detector D 1 and D 11 are arranged is turned on at the same time, it collects the photons introduced propagating on substantially symmetrical paths. 通常の脳組織では、検出装置D 1およびD 11は同じ輝度の光を 検出し、そのため差動信号はゼロである。 In normal brain tissue, detector D 1 and D 11 detects light of the same intensity, therefore the differential signal is zero. すなわち、検出された振幅は打ち消しあう。 That was detected amplitude canceled. 画像形成システム200は多数の対称的な光子伝播経路に関する差動データを収集し、検査対象の組織の画像を形成する。 The image forming system 200 collects the differential data for a number of symmetrical photon migration paths, to form an image of the examined tissue. 画像形成システム200は、いくつかの波長についての光学的データを収集し、検査対象の組織の血液量の画像、および血液酸素添加の画像を形成する。 The image forming system 200, some collect optical data for the wavelength to form an image of the blood volume of the image, and blood oxygenation of the examined tissue. 振幅打ち消し画像形成システム200 Amplitude cancellation imaging system 200
はまた、対称的な脳領域、例えば脳の反対側の葉を検査するために設置されている第二の同じ光学的モジュール14を使用することもできる。 Can also be used symmetrically brain regions, a second identical optical module 14 is installed, for example, to inspect the opposite side leaves of the brain. 二つの対称的な脳領域について収集した血液量または酸素添加の画像は、差動画像を形成するために差し引くことができる。 Two symmetrical image of the collected blood volume or oxygenation for brain regions may be subtracted in order to form a differential video image. 上記差動画像は、一つの脳領域内の組織の異常をさらに強調する。 The difference moving picture further emphasizes the abnormality of one organization in the brain region.

【0089】 別の方法としては、振幅打ち消し画像形成システムは、0.1kHz〜100 [0089] Alternatively, the amplitude cancellation imaging system, 0.1KHz~100
kHzの範囲内の周波数で変調された光を使用する。 Using the light modulated at frequencies in the range of kHz. 上記システムは、上記アルゴリズムを使用するが、光源は周波数変調された光を放射し、それぞれがロックイン・アンプに接続している検出装置は、同じ周波数で変調された光を検出する。 The above systems use the algorithm, the light source emits light that is frequency modulated, the detecting device respectively are connected to the lock-in amplifier, detect light modulated at the same frequency. このロックイン検出は、さらに、外部ノイズを除去することにより、S/N比をさらに改善することができる。 The lock-in detection, addition, removal of external noise, it is possible to further improve the S / N ratio. 検出された光の輝度は、検査対象の組織の画像形成のところで説明したのと同じ方法で処理される。 Brightness of the detected light is processed in the same manner as described above for the imaging the examined tissue.

【0090】 図7、7Aおよび図7Bは、広帯域光源または光ガイドと一緒に使用する、冷却モジュールの異なる実施形態である。 [0090] FIGS. 7,7A and 7B, for use in conjunction with a broadband light source or light guides, a different embodiment of the cooling module. この場合、これらの実施形態は皮膚の近くに設置される。 In this case, these embodiments are placed near the skin. 広帯域光源または光ガイドは、皮膚の近くに熱を蓄積すし、温度が上がって不快な感じになる。 Broadband light source or light guides, thermal accumulation sushi, temperature becomes uncomfortable feeling up to close to the skin. 図7は、光源232Aおよび232Bを囲んでいる、冷却モジュール230である。 7 surrounds the light source 232A and 232B, a cooling module 230. 冷却モジュール230は、ファン234および一組の空気通路236を含む。 Cooling module 230 includes a fan 234 and a set of air passages 236. 類似の設計において、二つのファンは、「開放フレーム」を形成するために、一つまたはそれ以上の電球の各側面上に並置されている。 In a similar design, two fans, in order to form the "open frame", are juxtaposed on each side of one or more bulbs. そのため、ファンは光源ばかりでなく、皮膚自身にも風を送る。 For this reason, the fan is not only a light source, send the wind to the skin itself. 冷却モジュールは、光源の電力を増大することができるが、皮膚そのものの上の温度は上昇させない。 Cooling module, which can increase the power of the light source, the temperature on the skin itself is not increased. 皮膚は快適な状態に維持される。 Skin is maintained in a comfortable state.

【0091】 図7Aは、光ガイドを冷却するための冷却モジュール240である。 [0091] Figure 7A is a cooling module 240 for cooling light guides. 光ガイド242は、皮膚に光と熱とを伝える。 Light guide 242 conveys the light and the heat to the skin. 冷却リング244は、照射位置に空気の流れを供給するための空気入口246および一組の空気通路248(またはジェット)を含む。 Cooling ring 244 includes an air inlet 246 and a set of air passages 248 (or jets) for providing a flow of air into the irradiation position. 図7Bは、光バリヤ252を空冷するように構成されている冷却モジュール250である。 Figure 7B is a cooling module 250 that is configured to light barrier 252 so as to air-cooled. 光バリヤ252は、(WO 92/20273として1 Light barrier 252, 1 as (WO 92/20273
992年11月26日付の)PCT出願PCT/US92/04153が開示している光バリヤと類似の光学的特性を持つ。 992 years dated November 26) PCT Application PCT / US92 / 04153 has the optical properties of similar optical barrier disclose. 上記出願は、引用によって本明細書の記載に援用する。 The above application is incorporated herein by reference. この実施形態は、光バリヤの利点を使用し、より明るい光の輝度を使用することができる。 This embodiment uses the benefits of light barrier can be used brightness of brighter light. 冷却モジュール250は、一組のコンジットおよび光源254付近の皮膚に空気を送る開口部に、空気を供給する空気の入口25 Cooling module 250, the openings sending the air to the skin around a set of conduits and the light source 254, the inlet of the air supply air 25
2Aおよび252Bを含む。 Including 2A and 252B. 圧縮空気も使用することができる。 Compressed air may also be used.

【0092】 連続していて、そうでなければ、コヒーレントでない光を供給するための輝度規制は、皮膚自身の温度の上昇により異なる。 [0092] contiguous with, otherwise, the luminance regulation for supplying light incoherent differ by an increase in temperature of the skin itself. 大きな組織または深部にある組織を検査する場合には、(すなわち、光学的入力と光学的検出ポートとの間の間隔が広い場合には)、比較的大きな光の輝度が必要になる。 When examining the tissues in a large organization or deep (i.e., if the distance between the optical input and optical detection ports is wide), it is necessary to luminance of a relatively large light. 長期間にわたって均一のひくいレベルの照射を行う場合には、皮膚は不快なくらいに熱くなり、水泡ができることがある。 When performing uniform low level irradiation over a long period of time, the skin becomes hot enough unpleasant, can sometimes blisters. しかし、供給される熱が一つの要因であるNIRの場合には、癌を発生させる損傷を起こす恐れがある、UVAおよびUVBと比較すると紅斑効果ははるかに小さい。 However, in the case of NIR heat supplied it is one of the factors, there is a risk of damage to developing cancer, erythema effect when compared to UVA and UVB are much smaller. (NIRの場合には、癌を発生させる損傷は起こさない)。 (In the case of NIR is damaged causing cancer not cause). 冷却用空気の効用は、皮膚から運び去られる暖かい空気の対流だけではない。 Utility of the cooling air is not just convection of warm air carried away from the skin. 冷却用空気は、皮膚からの発汗の蒸発を促進させる。 Cooling air, to accelerate the evaporation of perspiration from the skin. それ故、被布の温度が上昇し、発汗が始まると、空気により強制的に蒸発が促進し、冷却効果が非常に促進される。 Therefore, the temperature of the skin rises and perspiration is initiated, forced evaporation by air promotes the cooling effect is greatly facilitated.

【0093】 図8について説明すると、光学的システム15、45、100、150または202の代わりに、振幅打ち消し画像形成システム260が使用されている。 [0093] Referring to FIG. 8, instead of the optical system 15,45,100,150 or 202, the amplitude cancellation imaging system 260 is used. 二重波長振幅打ち消し画像形成システム260は、図1Bおよび図2Bの光学的モジュール14に接続している。 Dual wavelength amplitude cancellation imaging system 260 is connected to the optical module 14 of FIG. 1B and 2B. 上記システムは、4個の波長が750ナノメートルのレーザ・ダイオードS 1 、S 2 、S 3およびS 4 、4個の波長が830ナノメートルのレーザ・ダイオードS 1 a、S 2 a、S 3 aおよびS 4 a、および21個のシリコン・ダイオード検出装置D 1 、D 2 、. The system includes four laser diodes S 1 wavelength of 750 nanometers, S 2, S 3 and S 4, four laser diodes S 1 a wavelength 830 nm, S 2 a, S 3 a and S 4 a, and 21 a silicon diode detector D 1, D 2,. . . 、D 21を含む。 , Including the D 21. 各検出装置は、プリアンプ、および校正のために最初に使用することができる、調整可能な利得コントローラに接続している。 Each detector may be used first for pre-amplifier, and calibration, is connected to adjustable gain controller. 検出装置の出力は、スイッチ262およびコントローラ264により切り換えられるので、アナログ−デジタル変換器266および266aは、それぞれ、二つの対称的に配置されている検出装置から750ナノメートルのデータおよび830ナノメートルのデータを受信する。 The output of the detection device, since the switched by switch 262 and controller 264, an analog - digital converters 266 and 266a, respectively, of data and 830 nm of 750 nm from a detector which is two symmetrically disposed to receive the data. コンピュータ270は、異なる組合せに対して測定した検出数値を記憶する。 Computer 270 stores the detected values ​​measured for the different combinations. コンピュータは、また、以下に説明する画像を発生する。 The computer also generates images described below. 図11−図13および対応する米国特許第5,673,701号の明細書方は、もう一つのタイプの振幅検出回路を示す。 11-13 and the corresponding U.S. Pat. No. 5,673,701 Patent specification who shows an amplitude detection circuit of another type. 上記米国特許の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。 Full text of the U.S. patents are incorporated herein by reference.

【0094】 図8Aおよび図8Bについても説明すると、タイミング図272に示すとおり、コントローラは各光源が50マイクロ秒の光パルスを放射するようにオッシレータ261を配列する。 [0094] When also described FIGS. 8A and 8B, as shown in the timing diagram 272, the controller each light source is arranged to oscillator 261 to emit light pulses of 50 microseconds. このシステムは、多様な光源/検出装置の組み合わせを約1ミリ秒間に配列し、8秒間の画像化されたデータを平均して非常に高い信号対雑音比を得る。 The system arranges the combination of various light sources / detector about 1 millisecond to obtain a very high signal-to-noise ratio by averaging the imaged data of 8 seconds. 画像形成システム260の一つの要素についての回路構成、すなわち754ナノメートルの光源S 1 ,S 2 、および830ナノメートルの光源S Circuit configuration for one element of imaging system 260, i.e. 754 light source S 1 nanometer, S 2, and 830 nm of the light source S 1a 、S 2a 、並びに対称的に配置された二つの検出装置D 3およびD 11を、図8A に示す。 1a, S 2a, and two detector D 3 and D 11 are symmetrically arranged, shown in Figure 8A. 対称的な位置で検出された光の輝度は、デジタル的またはアナログ的な方法で差し引かれる。 Brightness of light detected by the symmetrical position is subtracted in a digital or analog manner. コンピュータは、組織の画像を形成するために、二つの波長について検出されたすべてのデータを記憶する。 The computer, in order to form an image of the tissue, which stores all data detected for the two wavelengths.

【0095】 図8Cは、時間多重画像形成システム260の一つのチャネル260Aの略図である。 [0095] Figure 8C is a schematic diagram of one channel 260A of the time multiplex imaging system 260. 検出装置D 1は、約50マイクロ秒の間光のパルスを放射する光源S 1から放射された光を検出する。 Detecting apparatuses D 1 detects light emitted from the light source S 1 that emits pulses of light for about 50 microseconds. 検出装置信号は、増幅され、サンプルおよびホールド回路およびフィルタに供給される。 Detector signal is amplified and supplied to the sample and hold circuit and filter. 約4x4ミリの検出領域を持ち、プリアンプを含むシリコン・ダイオード検出装置である。 It has a detection area of ​​approximately 4x4 mm is a silicon diode detector including a preamplifier. 濾過された信号272は、AG Filtered signal 272, AG
C274に供給され、このAGCは、パソコンからの制御信号に基づいて信号の振幅を調整する。 Is supplied to the C274, the AGC adjusts the amplitude of the signal based on a control signal from the personal computer. パソコンは、個々の光源−検出装置の組合せに対する正規化振幅を持つ。 PC, individual light sources - with normalized amplitude for the combination of the detection device.

【0096】 振幅打ち消し画像形成システム260は、個々の光源−検出装置の組合せに対する信号を検出し、AGC制御により検出した信号を適当に正規化することにより、組織モデルにより正規化される。 [0096] amplitude cancellation imaging system 260, the individual light source - detecting a signal for the combination of the detection device, by appropriately normalize the signal detected by the AGC control is normalized by tissue model. 個々の正規化/校正振幅は、コンピュータにより記憶されるベースライン画像を形成する。 Individual normalization / calibration amplitudes form a baseline image that is stored by the computer. すでに説明したように、ベースライン画像は、また、内部組織検査用の、反対側の腎臓または同じ器官の対称的な組織領域のような、対称的な組織領域についても入手することができる。 As already described, the baseline image may also for internal tissue examination, such as the symmetrical tissue regions of the kidney or the same organ of the opposite side, it is possible to obtain the symmetric tissue region. 個々の素子のドリフトを捕捉するために、正規化プロセスを数回反復して行うことができる。 To capture the drift of the individual elements can be carried out repeatedly several times a normalization process. 測定プロセス中、パソコンは、電子的ドリフトだけを捕捉する校正値に基づいて、各AGC314の利得を調整することができる。 During the measurement process, the personal computer may be based on the calibration value to capture only the electron drift, adjusting the gain of each AGC314. その後で、検出された画像が、検査対象の組織のベースライン画像から差し引かれる。 Then, the detected image is subtracted from the baseline image of the examined tissue. 別の方法としては、検査対象の組織についての測定データを収集しながら、腫瘍または出血のような等質な任意の組織を含む組織の画像を形成するために、測定画像が、ベースライン画像から差し引かれる。 Alternatively, while collecting the measurement data on the examined tissue, in order to form an image of the tissue containing homogeneous any tissue such as a tumor or bleeding, the measurement image from the baseline image It is subtracted. サンプルおよびホールド回路としては、アナログ回路を使用することができるし、濾過を含むサンプルおよびホールド機能をデジタル的に実行することもできる。 The sample and hold circuit, it can be used with analog circuitry may also perform sample and hold function including filtration digitally.

【0097】 図8Dは、周波数マルチプレクス法を使用する振幅打ち消し画像形成システムの略図である。 [0097] Figure 8D is a schematic representation of the amplitude cancellation imaging system using a frequency multiplex method. 振幅打ち消し画像形成システム300は、1kHzから100k Amplitude cancellation imaging system 300, 100k from 1kHz
Hzまでの範囲内のある周波数で動作する、21個のオッシレータ302を含む。 Operating at a frequency with a range of up Hz, including 21 of the oscillator 302. 各オッシレータ302は、輝度変調された光を検査対象の組織内に放射する、 Each oscillator 302 emits a light that is intensity-modulated into the examined tissue,
光源304(例えば、レーザ・ダイオードまたはLED)を駆動する。 Light source 304 (e.g., a laser diode or LED) driving a. 各光検出装置306(例えば、光電子増倍管、雪崩ホトダイオードPIN検出装置またはシリコン検出装置)は、輝度変調された光を検出し、検出装置信号をアンプ30 Each photodetector 306 (e.g., a photomultiplier tube, avalanche photodiode PIN detector or a silicon detector) detects the light intensity modulation, a detector signal amplifier 30
8に送る。 And it sends it to the 8. 増幅された検出装置信号は、帯域フィルタ312、AGC314、ロックイン・アンプ316、およびフィルタ318を含む、処理チャネル310に送られる。 The amplified detector signal, bandpass filter 312, AGC314, lock-in amplifier 316, and a filter 318 is sent to the processing channels 310. フィルタ312は、検出装置信号を濾過し、AGC314は、パソコンからの入力信号により振幅を調整する。 Filter 312 filtering the detector signal, AGC314 adjusts the amplitude by an input signal from a personal computer. ロックイン・アンプ316は、オッシレータ302から、増幅された信号315および基準信号320を受信する。 Lock-in amplifier 316, from oscillator 302, receives a signal 315 and reference signal 320 is amplified. ロックイン・アンプ312は、振幅信号317をフィルタ318に供給する。 Lock-in amplifier 312 provides amplitude signal 317 to filter 318. 処理チャネル310としては、アナログ・チャネルまたはデジタル・チャネルを使用することができる。 The processing channel 310 may use an analog channel or a digital channel.

【0098】 振幅打ち消しシステム310の場合には、すべての光源は、選択した検査対象の組織内に同時に光を放射する。 [0098] In the case of the amplitude cancellation system 310, all light sources simultaneously emit light into the examined tissue selected. 各光源は、1kHZから100kHzの範囲内のある異なる周波数で変調される。 Each light source is modulated at a certain different frequency within the range of 1kHZ of 100kHz. 変調された光信号を分解して、それらの個々の光源を知るために、オッシレータは、1kHz、2kHz、4kHz、8kH By decomposing the modulated optical signal, in order to know their individual light sources, oscillator is, 1kHz, 2kHz, 4kHz, 8kH
z、16kHz、. z, 16kHz ,. . . 能力周波数で動作する。 Operating at capacity frequency. フィルタ312および318は、選択した光源から検出信号だけを供給するように設計されていて、ロックイン・アンプ312は、選択した周波数の信号の振幅を供給する。 Filter 312 and 318, have been designed to provide only the detection signal from the selected light source, the lock-in amplifier 312 provides the amplitude of the signal of the selected frequency. 周波数マルチプレクス・システム300は、時間マルチプレクス・システム260と同じ方法で校正され、正規化/校正振幅値は、同様にパソコン内に記憶される。 Frequency multiplex system 300 is calibrated the same way as the time multiplex system 260, the normalization / calibration amplitude values ​​are stored similarly to the personal computer. 画像は上記のように処理される。 Image is processed as described above.

【0099】 上記すべての光学的システムは、光源および検出装置の数を増大することにより、画像形成した組織の三次元解像度を向上している。 [0099] All of the above optical system, by increasing the number of light sources and detecting devices, has improved dimensional resolution of tissue imaging. さらに、光源および検出装置は、上記参考文献が記載しているように、種々の一次元アレー、1.5次元アレーまたは二次元アレーを構成することができる。 Further, the light source and detector, as described above references describe various one-dimensional array, it is possible to construct a 1.5 dimensional array or a two-dimensional array.

【0100】 脳の選択された領域の検査の前に、画像形成装置は脳モデルについて先ず校正される。 [0100] Prior to testing of a selected region of the brain, the image forming apparatus is first calibrated for brain model. その検査の間、患者または付添い人は頭の指定された部分の上に光学的プローブ12を保持する。 During the examination, the patient or attendant holds optical probe 12 over a designated portion of the head. 脳の反対側の領域における鏡像の領域も記録される。 Region of mirror image on the opposite side of the region of the brain is also recorded.
その画像はX線トモグラフィ、MRIまたはPETスキャンによって得られた先験的な情報を利用することによって得られる。 The image is obtained by utilizing a priori information obtained X-ray tomography, by MRI or PET scan. その光学的画像は付録A‐5に提供されているような非弾動フォトン伝播(すなわち、組織の吸収または散乱)に対する補正付きまたは補正なしでの逆投影のアルゴリズムを使って生成された。 Its optical image is generated using a backprojection algorithm without correction with or correction to Appendix A-5 Non ballistic photons as provided in propagation (i.e., absorption or scattering of the tissue).
その画像は各波長(例えば、750および830nm)に対して、脳の左半球のデータからモデル・データを差し引いた値、脳の右半球のデータからモデル・データを差し引いた値の形式で表示することができる。 The image is each wavelength (e.g., 750 and 830 nm) with respect to, and displays the value obtained by subtracting the model data from the data of the left hemisphere of the brain, the value obtained by subtracting the model data from the right hemisphere of data of the brain form be able to. 別の方法としては、モデルの校正は、脳組織の測定に先立って検出器の利得を調整することによって実行することができる。 Alternatively, the model calibration may be performed by adjusting the gain of the detector prior to the measurement of brain tissue. さらに、画像は脳の両方の領域において対称的には置かれていない可能性がある疑わしい構造などの組織の違いを強調するために、各波長に対して、脳の右の領域と脳の左の領域との間の差分とすることができる。 Further, the image in order to emphasize the difference in the tissue, such as suspicious structure that may not placed in symmetrically in the region of both brain, for each wavelength, left-to-right region and the brain of the brain it can be the difference between the areas.

【0101】 また、光学的画像を処理して脳の各領域の調べられた組織の血液量と血液酸素化を画像化することもできる。 [0102] It is also possible to image blood volume and blood oxygenation of processing the optical image were examined of each region of the brain tissue. 血液量の画像は、750nmのデータの0.3倍と、830nmのデータの1.0倍との和である。 Blood volume image is the sum of 0.3 times and 750nm of data, and 1.0 times the 830nm data. 血液の脱酸素化画像は、75 Deoxygenation image of the blood, 75
0nmのデータと、830nmデータとの間の差である。 And data of 0 nm, which is the difference between 830nm data. 上記係数は、モデル・ The above factors, the model
システムにおける血液検査から得られた。 Obtained from blood tests in the system. その画像は脳の反対側の領域のデータがベースラインとして使われ、血液量のデータとヘモグロビンの脱酸素化データの両方が画像化されて位置的に比較される時に、詳細度および感度が最高である。 The image data for the opposite side areas of the brain is used as the baseline, when both of deoxygenation data of the blood volume data and the hemoglobin is compared positionally being imaged, detail and sensitivity best it is.

【0102】 血液量の画像およびヘモグロビンの酸素添加の画像は、検査対象の組織内の疑わしい異常の特徴を示す重要なツールである。 [0102] blood volume image and the hemoglobin oxygenation image is an important tool that indicates the suspected abnormality in characteristics of the examined tissue. 血液量の画像およびヘモグロビンの酸素添加の画像、および一つの波長の画像は、異常な組織領域に位置を発見する(例えば、異常な構造体を検出する)際に役に立つが、これらの画像は、また、疑わしい組織の異常の代謝、または病変と特徴を示すためにも使用される。 Blood volume image and the hemoglobin oxygenation images, and one wavelength of the image, finding the position in abnormal tissue region (e.g., detecting abnormal structure) useful in, but these images, also used to denote the suspicious tissue anomaly metabolism, or lesions and features. より詳細に説明すると、血管形成要因のために、腫瘍の血管が増加すると、血液量増大信号が観察される。 More particularly, for the angiogenesis factor, the tumor vessels increases blood volume increase signal is observed. これらの要因は、活発な代謝領域、および腫瘍の壊死性/アポプトティック領域を含む。 These factors, active metabolic region, and necrotic / apo script ticks areas of tumors. 一方、ヘモグロビン脱酸素化信号は、代謝の強度に関係がある。 On the other hand, the hemoglobin deoxygenation signal is related to the intensity of metabolism. すなわち、腫瘍内の酸素の供給量と酸素の消費量との間のバランスは、通常、酸素の消費量が、酸素の供給量を越えているので釣合がとれている。 That is, the balance between the supply amount and the consumed amount of oxygen of the oxygen in the tumor is usually, consumption of oxygen, which take a balance so exceeds the supply of oxygen. 特に、進行が非常に速く、代謝も盛んな腫瘍の場合には、酸素の消費量が増える。 In particular, progress is very fast, in the case of metabolism thriving tumor, consumption of oxygen is increased.

【0103】 光学的に能動的な組織の特性を感知することができる、一つまたは複数の適当な波長を選択することにより、画像形成システムは、健康な組織に損傷を与えないで、組織の異常の特徴を示すことができる。 [0103] capable of sensing the characteristics of the optically active structure, by selecting one or more suitable wavelengths, the image forming system, without damage to healthy tissue, tissue it can exhibit characteristics of abnormalities. 上記波長は、ヘモグロビンおよびヘモグロビンの酸素添加を感知することができるが、任意の組織成分による吸収を感知することができる他の波長も使用することができる。 The wavelength can be sensed oxygenated hemoglobin and hemoglobin, it can also be used other wavelengths that can sense the absorption by any tissue components. さらに、造影剤(例えば、カルジオグリーン、インドシアン・グリーン)を静脈注射することができる。 Moreover, contrast agents (e.g., cardiotrophin Green, India cyan green) can be injected intravenously. その後で、画像形成システムは、投与した造影剤を感知する波長を使用する。 Thereafter, the image forming system uses a wavelength to sense the contrast agent administered. 血液量が増大した領域も、造影剤を他の部位より多く含む。 Area blood volume is increased also includes more than other portions contrast agents.

【0104】 別の方法としては、組織の散乱特性の違いも画像に形成することができる。 [0104] Alternatively, it is possible to form the difference also images of the scattering properties of tissue. 光学的屈折率の違いにより、異なるタイプの組織および異なる組織溶質は、光を異なる方法で散乱させる。 The difference in optical refractive index, different types of tissue and different tissue solutes, scatter light differently. 上記画像形成システムも、散乱の変化を感知することができる。 The image forming system also can sense the change in scattering. 画像形成システムは、異なるタイプの組織または異なる組織溶質に対して、吸収の変化を起こさないが、散乱方法が異なる波長を使用することができる。 Imaging system for different types of tissue or different tissues solutes, but does not cause a change in absorption, it is possible to scatter method to use different wavelengths.

【0105】 脳組織の非侵襲的特徴は、上記画像からのデータを組み合わせることによって実行することができる。 [0105] Non-invasive characteristics of the brain tissue can be performed by combining data from the image. 例えば、二次元のデータ・チャートは反対側に発生する脳の領域のデータを基準として使って、あるいはモデル・データを基準として使って「疑わしい構造」に対する血液量(すなわち、脈管形成)と血液の脱酸素化(すなわち、代謝亢進)との関係を表示することができる。 For example, two-dimensional data chart with respect to the data areas of the brain that occur on the other side, or using the model data as a reference blood volume for "suspicious structure" (i.e., angiogenesis) and blood deoxygenation (i.e., hypermetabolism) can be displayed relationship with.

【0106】 <いくつかの画像の共同登録の定量化> 原理的に、脈管形成(血液量)および代謝亢進(組織の低酸素症)は、同様な、そしてしばしば同じ組織量の中で発生する。 [0106] <some quantification of joint registration image> principle, angiogenesis (blood volume) and hypermetabolism (tissue hypoxia) are similar, and often occur in the same tissue mass to. 血管量信号は、血液量信号によって補強することができる。 Vascular volume signal can be reinforced by the blood volume signal. 例えば、ピクセルごとに評価された一致の定量化によって疑わしい領域のアイデンティティをさらに補強するために、2つの画像の一致を評価することができる。 For example, it is possible to further reinforce the identity of the suspected area by quantification of matches that have been evaluated for each pixel, evaluating a match of the two images. その第1のステップは、最大の信号を等化するための2つの画像の正規化である。 Its first step is the normalization of the two images to equalize the maximum signals. その領域を選択するための、そして空間的な一致残差信号に対する、および血液量信号に対する積分値を得るための、適切なコンピュータ・プログラムが存在する。 For selecting the areas, and for the spatial coincidence residual signal, and for obtaining an integral value for the blood volume signal, there is a suitable computer program. 次に、ピクセルごとの減算が、2つの形状、 Then, subtraction pixel-by-pixel, two shapes,
血液量および脱酸素化の一致の評価のベースとなる残差信号を提供する画像を与える。 It gives an image that provides a residual signal which is the base of the evaluation of the match of the blood volume and deoxygenation. これは視察によって一致しているように見える形状に対して実行され、残差の非ゼロ・ピクセルの積分値が合計の信号に対して比較される。 This is performed for shapes that appear to be matched by inspection, the integral value of the non-zero pixels residual is compared to the total signal. より単純な手順はその差の最大値を取り、それを2つの画像に対する正規化された値の最大値で割る方法である。 A simpler procedure takes the maximum value of the difference, a method of dividing the maximum value of the normalized value it for the two images.

【0107】 図9を参照して、疑わしい領域の画像を要約するために「四」次元グラフを使うことができる(図9は、1つの仮説的要約に過ぎず、実際の脳組織のデータではない)。 [0107] With reference to FIG. 9, it is possible to use the "four" dimensional graph to summarize images of suspicious regions (Fig. 9 is only one hypothetical summary, the data of the actual brain tissue Absent). 血液量(ボルト)が横軸に、そして脱酸素化(ボルト)が縦軸にプロットされている。 The blood volume (V) of horizontal axis, and deoxygenation (Volts) is plotted on the vertical axis. 測定された画像の大きさが円の直径として描かれ、血液量画像の脱酸素化画像との間の一致のパーセンテージがカラー目盛りによって示している。 The size of the measured image is depicted as the diameter of a circle, the percentage of agreement between the deoxygenation image of the blood volume image is shown by a color scale. 一致信号のパーセンテージのカラー・コーティングは次の式に基づいたカラー目盛りによって与えることができる。 Color Coating percentage of match signal can be provided by the color scale based on the following formula. 1−(オーバラップ残差信号の最大値/血液量信号の最大値)×100% 「四」次元の図は次のように要約される。 1- (maximum value of the maximum value / blood volume signal overlap residual signal) × 100% "four" dimension figures are summarized as follows. 1. 1. 疑わしい塊の画像の大きさ(その最大寸法の1/2としてプロットされている)。 The size of the suspicious mass of image (plotted as one half of the largest dimension). 2. 2. カラーでプロットされている血液量と血液脱酸素化の一致。 Volume of blood is plotted in color and match the blood deoxygenation. 3. 3. ボルト(横軸の目盛り)で測定された一致領域における血液量。 Blood volume in the matching area which is measured in volts (scale of the horizontal axis). 4. 4. 一致領域における血液の脱酸素化(縦軸の目盛り)。 Deoxygenation of blood in matching area (vertical scale).

【0108】 上記の画像形成技法をテストし、その画像形成システムを校正するための脳のモデルが構築された。 [0108] Tests of the above image forming technique, a model of the brain for calibrating the imaging system is constructed. そのモデルは酸素化または脱酸素化された血液のソースに対して連結されている4×8×8mmのセロファン・チャンバを含んでいた。 The model included a cellophane chamber of 4 × 8 × 8 mm which is connected to the source of oxygenated or deoxygenated blood. そのチャンバは吸収係数μa=0.04cm -1 、そして散乱係数μ s '=10cm - 1である固体の脳モデルの内部の2.5cmの深さの場所に置かれた。 That chamber is the absorption coefficient μa = 0.04cm -1, and the scattering coefficient μ s' = 10cm - placed 1 solid inner deep portion of the 2.5cm brain model is. そのチャ ンバは適切な濃度の血液で満たされた。 Its Cha Nba was filled with the appropriate concentration of the blood. そして、そのモデルの内部の各種の位置へ動かすことができた。 Then, it was possible to move to various positions within the model. 血液濃度の相対的変化の正確な値は50〜160μm( The exact value of the relative change in blood concentration 50~160Myuemu (
生理学的な範囲をカバーしている)の範囲内で2μmの誤差で得られた。 Obtained with an error of 2μm in the range of covering the physiological range). 逆投影のアルゴリズムから得られた画像を実際の位置と比較することによって、±2m By comparing the actual position an image obtained from a backprojection algorithm, ± 2m
mの位置の誤差が求められた。 Error in the position of m is obtained. その位相配列システムは、3cmの深さにおいて非常に高い位置精度およびオブジェクト検出を示した。 The phase sequence system showed very high positional accuracy and object detection at a depth of 3 cm.

【0109】 <機能的画像形成> 本発明のもう1つの重要な実施形態においては、脳の選択された領域の機能的活動を画像化するために、上記の画像形成システムが使われる。 [0109] In another important embodiment of the <Functional imaging> present invention, in order to image the functional activity of selected regions of the brain, said image forming system is used. 機能的画像形成のみ、あるいは上記の構造的画像形成または組織特徴・画像形成の組合せにおいて、脳の異常性が検出される。 Functional imaging alone, or in the above structural imaging or tissue characterization image formation: combination, abnormalities of the brain are detected. 機能的画像形成システムは上記の光学的画像形成システムの1つ、および、調べられる被検者の特有の神経的機能を刺激するために構築される刺激ユニットを含む。 Functional imaging system one of the optical imaging system, and includes a stimulation unit that is constructed to stimulate specific nerve function of the subject being examined. その光学的モジュールが刺激された組織領域を調べるために配置される(例えば、頭頂部皮質の表面を観察するために頭蓋の頭頂部の骨の上に)。 Its optical module is placed to examine the tissue region that is stimulated (e.g., on the bones of the top of the skull to observe the surface of the parietal cortex). その画像形成システムと一体になって動作している刺激装置が可視光線または赤外線によって探られる組織領域における選択された神経的活動を刺激するように設計された、機械的、電気的、熱的、音声または光の信号を発生する。 The image forming system and is integral to operate and stimulator is designed to stimulate selected neural activity in the tissue region explored by visible light or infrared, mechanical, electrical, thermal, generating a signal sound or light. 神経的活動は知覚的刺激、例えば、可視的、可聴的、または嗅覚的刺激、味覚、触覚の弁別、痛みおよび温度の刺激、あるいは自己刺激感応の刺激などの、感覚的刺激によって誘起される。 Neural activity perceptual stimuli, for example, visual, audible, or olfactory stimuli, taste, discrimination tactile, pain and temperature stimuli, or such self-stimulation-sensitive stimulus, induced by sensory stimuli. 機能的画像形成は1998年12月2 Functional imaging December 1998 2
9日に発行された米国特許第5,853,370号の中にも記述されている。 It is also described in issued US Patent No. 5,853,370 to 9 days. 上記特許の全文は、引用によって本明細書の記載に援用する。 Full text of the patent are incorporated herein by reference.

【0110】 機能的画像形成は神経活動の多数の中心を調べて画像化することができる。 [0110] Functional imaging can be imaged by examining the number of central neuronal activity. 例えば、側頭葉の表面を調るために頭蓋の側頭骨に光学的モジュールを取り付けることができる。 For example, it is possible to attach the optical module to the temporal bone of the skull to Choru the surface of the temporal lobe. 次に、刺激装置は、光学的トモグラフィ・システムが側頭葉の聴覚領域の神経機能的活動を画像化している間に、聴覚機能を刺激する。 Next, stimulator, while the optical tomography system is imaged neural functional activity of the auditory area of ​​the temporal lobe, stimulates auditory function. また、光学的システムはその刺激装置による刺激の前後に側頭葉の中のWernicke Further, Wernicke in the temporal lobe before and after the optical system is stimulated by the stimulation device
の聴覚関連の皮質も画像化することができる。 It can also be imaged auditory association cortex.

【0111】 もう1つの神経機能的検査は、前頭葉を調べるために頭蓋の前頭骨に対して光学的モジュールを置くことを含む。 [0111] Another neurological functional tests involves placing optical module with respect to the frontal bone of the skull to examine the frontal lobe. 次に、刺激装置は光学的トモグラフィ・システムが刺激の前および刺激中にBrocaの運動音声領域の神経機能的活動を画像化している間に、運動音声機能を刺激する。 Then, the stimulator between the optical tomography system is imaged neural functional activity of motion audio area of ​​Broca during the previous stimulus and stimulus, stimulate motor speech function. さらに、光学的モジュールを右頭頂骨に取り付けて左の手足における痛み、熱いまたは冷たい感覚、または振動的な感覚の刺激の前およびその間に一般的な感覚領域の神経機能的活動を調べることができる。 Furthermore, it is possible to examine attach the optical module to the right parietal bone pain in the left limbs, hot or cold sensation, or prior to stimulation of the vibration sensory and neuronal functional activity in general sense region therebetween . また、左右を逆にして調べることができる。 Further, it is possible to find out the right and left reversed.

【0112】 別の方法としては、刺激ユニットは大脳または脊髄の組織における生理学的および病理学的な反射を誘起するように構築される。 [0112] Alternatively, the stimulation unit is constructed to induce a physiological and pathological reflections in tissues cerebral or spinal cord. その刺激ユニットは瞳孔反射、角膜反射、人形の眼現象、眼前庭反射(oculovestibular r The stimulation unit is pupillary, corneal reflection, doll eye phenomenon, before the eyes garden reflection (oculovestibular r
eflexes)、深部腱反射、腹部反射、挙睾筋反射、姿態反射、ギャグ反射(gag reflexes)、幼児性反射(infantile refle eflexes), deep tendon reflexes, abdominal reflection, cremaster reflection, figure reflection, gag reflection (gag reflexes), infantile reflection (infantile refle
xes)(例えば、まばたき反射、聴覚眼瞼反射、手掌反射、指反射、哺乳反射、ガラン反射、緊張性反射、プレー反射、驚愕反射など)を刺激する。 xes) (for example, blink reflection, hearing eyelid reflection, palm reflection, finger reflection, mammal reflection, Garang reflection, tonic reflection, play reflection, startle reflex, etc.) to stimulate.

【0113】 刺激装置は神経系統の選択された領域を刺激する。 [0113] stimulator stimulates a selected region of the nervous system. ニューロンによって伝えられる対応している神経学的パルスが、それぞれの径路の異なる点、例えば、神経の中、脊髄の中、視床の中、あるいは大脳皮質の中において検出され、画像化される。 Neurological pulses that support carried by neurons, different points of the respective paths, for example, in the nerves, in the spinal cord were detected in in the thalamus, or in the cerebral cortex, is imaged. 例えば、刺激装置によって冷たい刺激または熱い刺激が左手の小指に生じた時、この熱的刺激は頚部脊髄の右側の脊髄視床路の中を伝播し、視床の知覚的細胞核に至り、頭頂葉の右側の心後回において終了するパルスを発生する。 For example, when the cold stimulation or hot stimulated by stimulator occurs on the left little finger, this thermal stimulation propagate through the right spinothalamic tract of the cervical spinal cord, leading to thalamic sensory cell nuclei, parietal right to generate a pulse that ends at the heart after the times.

【0114】 ここでは例を示す目的のためだけに提供されている臨床的研究においては、被検者の前頭葉皮質における認識活動を画像化するための光学的トモグラフィ・システムが使われた。 [0114] Here, in the clinical studies that have been provided solely for the purpose of illustrating an example, the optical tomography system for imaging the recognition activity in prefrontal cortex of the subject were used. 教師に引率された高校生およびペンシルバニア大学の三人の学生の指導員が図3に示されている50MHzの位相配列画像形成システム15 Phase sequence of 50MHz the three students of trainers in high school and the University of Pennsylvania, which is discount rate to the teacher is shown in Figure 3 imaging system 15
を使って調査を行い、それぞれの認識の応答および額の上でのそれぞれの地理的分布の再現性を探索した。 Use the conduct of the investigation, it was to explore the reproducibility of each of the geographical distribution on the response and the amount of each of the recognition. 多数の認識テストが4つの選択されたグループによって調査された。 A large number of recognition test has been investigated by four of the selected group. 逆方向スペリングの単純性および多様性が学生のグループによって選択された。 Simplicity and versatility of the reverse spelling was selected by a group of students. したがって、そのチームの各メンバが、3〜4回の休息(30秒)を挿入して他のメンバによってテストされた。 Thus, each member of the team was tested by the other members by inserting three or four times of rest (30 sec). 学生達は30秒の間、5文字ワードを逆方向に(5が普通)綴り、その後、30秒間休息するというようにした。 Students between 30 seconds, spelling in the opposite direction of the 5 character word (5 usually), then, was so that to rest for 30 seconds. その被検者にとって未知であるワードのリストから各回ごとに新しいワードが使われた。 A new word has been used from the list of the unknown is a word to each time for that subject. 被検者はそれぞれの応答の正確性については採点されなかった。 The subject was not scored the accuracy of each response. そして1つのスペリングができると直ぐに、別のワードが与えられ、そのプロトコルにおいては催促は含まれなかった。 And as soon as it is one spelling, another word is given, was not included in the prompt is the protocol.

【0115】 調査された全体の母集団は18人の参加者を超えたが、ここで示されているように、前頭葉のデータは個人的性格が強く、グローバルな平均化には適していない。 [0115] population of the whole that has been investigated has been more than 18 participants, here as shown, data of the frontal lobe has a strong personal character is not suitable for the global average. 代わりに、個々の被検者に対して、5人の被検者についての125のテストによる20日間で行われた精力的な長期的調査が完了した。 Instead, for each subject, it made a strenuous long-term study is completed in 20 days by 125 test for five subjects. そしてここで表示されている結果は、5人のそれぞれについての25の調査に基づいており、そしてさらに50のテストが残りの14人の学生について行われた。 The results displayed here are based on 25 surveys for each five, and further 50 tests were made for the remaining 14 students. この調査においては被検者の選択はなかった。 There was no choice of subjects in this study.

【0116】 位相および振幅の画像を発生するために、逆投影画像がMatlabソフトウェアを使って処理された。 [0116] In order to generate an image of the phase and amplitude, the reverse projection image is processed using Matlab software. 位相の画像は頑強であり、明確であった。 Image of the phase is a robust, it was clear. データの表示は、6週間にわたって累積された日付付きのデータのヒストグラム表示の形式である。 Display data is a histogram representation of the format of the data with the accumulated date for six weeks. 血液量の応答は4cm 2の面積の9つの領域に分割されている額の上の それぞれの位置ごとに採点された。 Response of blood volume was scored for each position on the forehead, which is divided into nine regions in the area of 4 cm 2. 特定の領域における20°以上の応答が以下に示されているヒストグラムを生成するために使われた。 It is 20 ° or more responses in the specific region were used to generate a histogram, shown below. それは特定の個人に対する特定の領域における応答の頻度を示している。 It shows the frequency response in a particular region for a particular individual. これらのボクセルはこの研究の約1cm 2の分解能の観点において少なくとも1つおよび場合によっては2つ の応答を含む可能性がある。 These voxels by at least one and possibly in terms of resolution of about 1 cm 2 of the study may contain a two responses. しかし、9個の領域の選択は現在では十分であるようにみえる。 However, the choice of nine areas seems at present is sufficient.

【0117】 <脳の調査:頭頂領域> 図10および図10Aは、刺激として反対側の、頭頂葉の指接触による図3の画像形成システムによって得られた実験的な光学画像を示している。 [0117] <Brain research: parietal region> Figures 10 and 10A are opposite to the stimulus, shows the experimental optical image obtained by the imaging system of Figure 3 by finger touch parietal. これらの図は刺激として反対側の頭頂葉の指接触によって得られる分解能を示している。 These figures show the resolution obtained by finger touch parietal opposite as a stimulus. この画像の強度の比較的大きい部分は1.5×0.7cmである。 Relatively large portion of the intensity of the image is 1.5 × 0.7 cm. その強度のプロファイルは図の右側に示されており、そしてそのピークは直径で約4mmである。 Profile of the intensity is shown on the right side of the figure, and its peak is about 4mm in diameter. 重要なこととして、ノイズの背景が数度より小さい位相である頭頂葉の刺激のピークに対する40°以上の位相シフトを位相目盛りが示しており、図3−図5 Importantly, shows the phase scale a phase shift of 40 ° or more to the peak of the stimulation of parietal the background is small phase than a few degrees of noise, FIGS. 3-5
に示されている位相打ち消しシステムの非常に高い信号対雑音比を確認している。 Confirming the very high signal-to-noise ratio of the phase cancellation system shown in. 振幅の変化の独立の読みは焦点領域において吸収の増加を示し、それは血液の濃度の増加に起因している。 Readings independent change in amplitude indicates an increase in absorption in the focal region, it is due to an increase in the concentration of the blood. また、この波長は血液濃度の増加に伴う可能性があるヘモグロビンの酸素化の変化も示す。 Furthermore, this wavelength is also shown changes in the oxygenation of hemoglobin may involve an increase in the blood concentration. したがって、位相シフト信号は血液濃度の増加に起因する吸収の増加と、より強く酸素化された血液による脱酸素化血液の置換に起因する吸収のより小さい増加との組合せであり、その正味の変化は吸収の増加および光径路長または位相遅延の短縮である。 Therefore, the phase shift signal is a combination of a smaller increase in absorption resulting an increase in absorption due to increased blood concentration, the replacement of deoxygenated blood by more strongly oxygenated blood, changes in the net it is increased and the optical path length or shorter phase delay absorption.

【0118】 図11は、知覚運動刺激における光学的信号とNMR信号との共同登録を示している。 [0118] Figure 11 shows the joint registration with optical signal and NMR signal in the sensorimotor stimulation. 光学的画像(PAI)とMRI画像を共同登録するための機能は、血液量または酸素化の変化に対する光学的方法の精度内にある。 Function for co-registering the MRI image and the optical image (PAI) is within the accuracy of optical methods to changes in blood volume or oxygenation. したがって、位相配列画像によって測定される最大の血液濃度は、fMRI(図11)によって測定される脱酸素化ヘモグロビンの最大値の減少と一致している。 Therefore, the maximum blood concentration measured by the phase sequence image is consistent with a reduction of the maximum value of the deoxygenated hemoglobin as measured by fMRI (Figure 11). しかし、その形状は正方形ではなく、2cm×1cmの楕円である。 However, the shape is not a square, an ellipse of 2 cm × 1 cm. そのような差は将来の研究において検証される可能性があり、脱酸素化ヘモグロビンのインクリメンタルな変化ではなく、ヘモグロビンの部分的脱酸素化および血液濃度が観察される。 Such differences may be verified in future studies, rather than the incremental change of deoxygenated hemoglobin, partially deoxygenated and blood concentration of hemoglobin is observed.

【0119】 図12A−図13Dは上記の高校生によって行われた認識調査によって検出された画像を示している。 [0119] FIGS. 12A- FIG. 13D shows an image detected by the recognition survey conducted by the high school. その中で、被検者の前頭葉皮質における認識活動を画像化するために光学的トモグラフィ・システムが使われた。 Among them, optical tomography system for imaging recognition activity in prefrontal cortex of the subject were used. 9個のソースと、9c Nine of the source and, 9c
m×4cmの光学的パッド上で780nmにおいて動作している4つの検出器システムが眉とヘア・ラインとの間に置かれた。 Four detector system operating at 780nm on the optical pad m × 4 cm was placed between the eyebrows and the hair line. その被検者が逆方向スペリングを実行している間と休止している間に光学的データが検出された。 Optical data was detected while the subject is at rest and while performing backward spelling. 図13A−図1 Figure 13A- Figure 1
3Dを参照すると、第2の被検者(KW)が中心線の他の側において1.5×1 Referring to 3D, 1.5 × second subject (KW) is on the other side of the center line 1
cmの可変強度の画像を示した。 Showing an image of the variable intensity of cm. そして第4の繰返しにおいては、パターンのフェイス・アウトおよび第1の被検者の場合と同じようなパターンの出現を示した。 And in a fourth repetition, it showed the appearance of a pattern just as in face-out and the first of the subject pattern. 図12A、図12Bおよび図12Cを参照すると、繰り返されたテストに対する1人の被検者(DIPIT)の応答は額に沿ってのほぼ1.5×3cmの領域で、位置および強度においてほとんど同じである。 Figure 12A, with reference to FIGS. 12B and 12C, in the region of approximately 1.5 × 3 cm of the response along the forehead of the one subject to the test which was repeated (DIPIT), almost identical in position and intensity it is.

【0120】 図14Aおよび図14Bは、2人の被検者DIPTIおよびKWのそれぞれに対する額の上の位置のヒストグラムである。 [0120] FIGS. 14A and 14B are histograms of the positions on the forehead for each of the two subjects DIPTI and KW. 応答における変化が観察された。 Change in response was observed. 特に、応答の最大値の位置の変化を示したグループの若い方のメンバにおいて変動が観察された。 In particular, variations in the members towards young group showing the change of the position of the maximum value of the response was observed. この理由で、額の上の応答の位置のヒストグラムが個人の応答のより良い表現となることが考えられた。 For this reason, that the histogram of the position of the response on the forehead is a better representation of the response of the individual was considered. 20°以上の信号が選択され、そしてそれぞれの位置が9つの空間(図5)において採点された。 Is selected 20 ° or more signals, and scored at each location nine spaces (Fig. 5). それらの空間は右下( These space the lower right (
BR)、左下(LL)、中央右(CR)、上部右(UM)などと略記されている。 BR), lower left (LL), center right (CR), which is abbreviated, such as the upper right (UM). 図14Aおよび図14Bを参照すると、逆方向スペリングのタスクに対する応答における前頭葉皮質の異なる位置を2人の個人が示している。 Referring to FIGS. 14A and 14B, the different positions of the frontal cortex in response to reverse spelling tasks two individuals are shown. 図14Bは、上部中央領域を中央左領域よりずっと大きい範囲まで示している。 Figure 14B shows a top center region to a much greater extent than the center left region. これらの2つのケースは調査された多くの被検者の代表例であり、前頭葉の認識の応答の新しい重要な要素が何であるかを定義している。 These two cases are representative of the many subjects that have been investigated, a new key element of the response of the recognition of the frontal lobes defines what. 4つのテスト間隔にわたって両方の被検者がほぼ常に支配的な位置において応答したことに留意されたい。 Want both subjects across four test intervals be noted that the response in nearly always dominant position.

【0121】 <新生児の画像形成> ここで例として示すためだけに提供されているもう1つの臨床学的調査においては、この技法が図15Aおよび図15Bに示されているような予定日前出産および予定日出産の白人でない新生児の機能的活性化のために適用された。 [0121] In this case only and provided with are another clinical study to show by way of example <imaging Newborn>, preterm birth and that this technique is shown in FIGS. 15A and 15B was applied to the functional activity of the newborn is not a Caucasian of date birth. この場合、前頭葉の活動はまだテストすることができず、代わりに、感覚運動領域がテストされた。 In this case, it is not possible to still test the activity of the frontal lobe, instead, sensorimotor area have been tested. 静止画像を得るために、プローブが30秒間その幼児の頭に保持された。 In order to obtain a still image, the probe is held in its infant's head 30 seconds. 右の指に触れると、30秒間にわたる画像化された応答が引き起こされる。 Touching the right finger, it caused a response imaged over 30 sec. その振幅は大きく、100°の位相シフトおよび約2cmの大きさの画像が反対側の半空間において示される。 Its amplitude is large, the size of the image of the phase shift and about 2cm of 100 ° is shown in half-space on the opposite side. しかし、右の指が触れられた時、横方向に表示されている反対側の半空間において同様な応答の領域が得られる。 However, when the right finger is touched, a region similar response in half space opposite displayed in the lateral direction is obtained. さらに、右足が無意識に蹴られる。 In addition, the right foot is kicked to unconsciousness.

【0122】 検査された幼児は26週間の妊娠期間、1キログラム、の未熟児であり、4週間の年令において調査された。 [0122] examined the infant is 26 weeks of gestation, kilogram, is a premature infant, was investigated in 4 weeks of age. この場合の刺激はその幼児の右の指への接触(図15B)であった。 This stimulation of case was the contact to infant right finger (Fig. 15B). 反対側(サイズが約1×1.5cm)にある程度異なった画像、そして大きい(100°以上の)位相シフトが得られた。 Opposite (size of about 1 × 1.5 cm) to a certain degree different images and large (100 ° or more) phase shift, are obtained. 左の指の刺激(図15B、A)は同じサイズの異なる画像を与えたが、右側の半空間において横方向にずれていた。 The left finger stimulation (FIG. 15B, A) has been given a different image of the same size, were laterally displaced in the right side of the half-space. 同時に、無意識の蹴りが明らかに解像され、そしてその画像は横方向にずれていた。 At the same time, kick unconscious are clearly resolved and the image was displaced laterally. したがって、予定日前出産の新生児の脳の自発的な応答および無意識の応答の画像が得られた。 Therefore, the image of the spontaneous response and unconscious response of the brain of the newborn preterm birth was obtained.

【0123】 これらのデータは暫定的なものであるが、それらはその応答の振幅が大きいことが注目され、実際に高校生の母集団において観測されたものと同程度の大きさであった。 [0123] While these data are preliminary and they are noted that the amplitude of the response is large, it was actually that observed in high school population and comparable size. 高校生の母集団と比較した新生児のこの大きい応答は、部分的には新生児の頭蓋が薄く、そしてCSFの空間が小さいことに原因がある。 This large response of the neonates as compared to high school population is partly be attributed to thin the skull in newborns, and the space CSF small. これは分娩前または分娩時のいずれかの低酸素症/虚血症または他の外傷性の病気を患ったことがある機能障害の幼児の減少した応答の検出に対しても十分に利用できる。 This can be fully utilized for the detection of infant decreased response dysfunction who have suffered from disease or hypoxia / ischemia or other traumatic during antepartum or postpartum.

【0124】 連続の、または変調された光での、NIR領域における複数の光源および検出器を使った脳機能の十分に解像された画像の形成は、成人、予定日出産および予定日前出産の新生児における視覚的知覚運動および前頭葉の機能の研究の豊かな分野への道を開く。 [0124] in a continuous or modulated light, the formation of well-resolved image of brain function using multiple light sources and detectors in the NIR region, adults, date birth and preterm birth It paves the way for the rich field of research of visual perception exercise and the frontal lobe of the function in neonates. その方法は、高速の、単純な、直接的な、安全で利用可能な方法を脳機能の調査に対して提供するために意図的に単純化され過ぎている。 The method fast, and simple, straightforward, too deliberately simplified safe and available methods for providing relative study brain function. 信号の安定性についての、そして与えられた個人に対する最大応答の位置についての、そして個人間の応答の変化についての有効性を確認するために、高校生についての十分な調査が行われた。 About the position of the maximal response to on the stability, and given individual signal, and to confirm the validity of the changes of the response among individuals, sufficient investigation of high school students were made. その素晴らしい結果は、一方では一連の高校生の調査において観察された前頭領域の応答の柔軟性であり、他方では頭頂領域において呼び起こされた信号が予定日前出産および予定日出産の幼児において得られる容易性である。 As a great result is, on the one hand, the flexibility of response observed frontal regions in the study of a series of high school students, ease on the other hand obtained in infant awakened signals preterm birth and date birth in parietal region it is. したがって、ここおよび他の場所においてさらに研究を刺激するためにこれらの調査についての暫定報告を示す。 Thus indicating provisional report on these studies in order to further stimulate research herein and elsewhere.

【0125】 これらの結果は大きな母集団に対して脳機能の測定の複雑な技術を、実用的で利用可能なものにする。 [0125] These results complex technical measurement of brain functions for large populations, to those practical and available. MRIほどの分解能はなく、また、PETほどの化学的詳細性はないが、酸素化、脱酸素化ヘモグロビンに対して、そして光散乱の変化に対する感度を提供するために多重波長の動作が可能である。 No resolution as MRI, also, although no chemical details of as PET, oxygenated, against deoxygenated hemoglobin, and can operate multiple wavelengths to provide sensitivity to changes in light scattering is there. さらに重要なこととして、この方法は機能的性能に重要な影響を有する可能性があるシミュレートされたストレスまたは実際のストレスの状況下で、あるいは他の場合には、その被検者が予定日出産および予定日前出産の新生児の場合のように十分に制御することができないか、あるいは事故または病気のために完全には応答しない場合に、成人において、人間の母集団についての研究の新しい分野を開く。 More importantly, in the context of the simulated stress or actual stress this method is likely to have a significant effect on functional performance, or in other cases, the subject is scheduled date or it can not be sufficiently controlled, as in the case of neonatal birth and preterm birth, or in the case where the perfect for accident or illness does not respond, in adults, a new field of study of the human population open.

【0126】 <高分解能画像> 以前の調査においては、光学的トモグラフィが、通常2つの平面における吸収の二次元投影によって、X線画像を模倣しようとしていた。 [0126] In <High resolution images> previous study, optical tomography, the two-dimensional projection of the absorption in the usual two planes, were trying to mimic the X-ray image. この技法の成功は通常の組織とは異なる散乱材料または吸収材料のいずれかの構造を識別するための放射線技術者の能力に基づいている。 The success of this technique is based on the radiologist's ability to identify any of the structures of different scattering material or absorbent material than the normal tissue. しかし、悪性の病気の組織の識別の基になるような構造的特徴を描写するためには高い分解能が必要である。 However, in order to describe the structural characteristics as the underlying identity of the organization of malignant diseases it requires high resolution. 高分解能は装置集約的である以外に、時間集約的である。 High resolution in addition to a device intensive and time-intensive. すなわち、PET/MRIと同等程度の分解能を達成するには多数のソース検出器の組合せが必要である。 That is, in order to achieve a resolution of about equivalent to PET / MRI is required combination of multiple source detector. 上記のシステムにおいては、正常な組織または正常な組織のモデルに関して腫瘍の光学的性質を定量化する際の信号対雑音比を増加させるために画像の分解能が主として採用されている。 In the above system, the resolution of the image in order to increase the signal-to-noise ratio in quantifying the optical properties of the tumor with respect to normal tissues or normal tissues models are mainly employed. しかし、光学的システムによって収集される血液量、酸素化および脱酸素化のデータは高分解能の画像形成に大きくは依存しない。 However, the amount of blood is collected by an optical system, the data of the oxygenated and deoxygenated is not significantly dependent on the image formation of high resolution.

【0127】 ソースおよび検出器の数を増やした光学的システムは、より高い空間分解能を提供する。 [0127] Optical system with an increased number of sources and detectors, to provide higher spatial resolution. さらに、ソース‐検出器間の間隔(すなわち、入力ポートから検出ポートまでの間隔)を大きくすることによって、導入される光学的放射の透過をより深くすることができる。 Further, the source - the spacing between the detector (i.e., the distance from the input port to detection port) by increasing, may be better transmission of optical radiation is introduced. 選択された間隔の値を使うことによって、上記画像形成システムは三次元の再構成のために使われる三次元の光学的データを収集することができる。 By using the value of the selected intervals, the imaging system can collect optical data of the three-dimensional to be used for the reconstruction of three-dimensional.

【0128】 特許請求の範囲は、その他の実施形態を含む。 [0128] The claims include other embodiments.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】 被検者の額の上に位置する光学的モジュールである。 1 is an optical module located on the forehead of the subject.

【図2】 被検者の額の上に位置する光学的モジュールの他の実施形態である。 Figure 2 is another embodiment of an optical module located on the forehead of the subject.

【図3】 図1Aおよび図2Aの光学的モジュールを使用する一つの波長および二つの波長の位相打ち消し画像形成システムそれぞれの略図である。 3 is a one wavelength and two phase cancellation imaging system of each schematic representation of wavelengths using optical module of FIGS. 1A and 2A.

【図3A】 図1Aおよび図2Aの光学的モジュールを使用する一つの波長および二つの波長の位相打ち消し画像形成システムそれぞれの略図である。 3A is a one wavelength and two phase cancellation imaging system of each schematic representation of wavelengths using optical module of FIGS. 1A and 2A.

【図3B】 図3および図3Aの画像形成システムが使用するタイミング・テーブルである。 Figure 3B FIGS. 3 and 3A the image forming system is a timing table for use.

【図4】 図1Aまたは図2Aの光学的モジュールを使用する位相打ち消し画像形成システムのもう一つの実施形態の略図である。 4 is a schematic representation of another embodiment of FIG. 1A or phase cancellation imaging system using the optical module of FIG. 2A.

【図4A】 図1Aまたは図2Aの光学的モジュールを使用する位相打ち消し画像形成システムのもう一つの実施形態の略図である。 4A is a schematic illustration of another embodiment of FIG. 1A or phase cancellation imaging system using the optical module of FIG. 2A.

【図5】 図1Aまたは図2Aの光学的モジュールを使用する位相打ち消し画像形成システムのもう一つの実施形態の略図である。 Figure 5 is a schematic illustration of another embodiment of FIG. 1A or phase cancellation imaging system using the optical module of FIG. 2A.

【図6】 図6Aの光学的モジュールのもう一つの実施形態を使用する振幅打ち消し画像形成システムの略図である。 6 is a schematic representation of the amplitude cancellation imaging system using another embodiment of the optical module of FIG. 6A.

【図6A】 振幅相殺画像システムで用いられる光モジュールを示す図である。 6A is a diagram showing an optical module for use in an amplitude offset imaging system.

【図7】 タングステン電球のような帯域幅の広い光源と一緒に使用する冷却モジュールの異なる実施形態である。 7 is a different embodiment of the cooling module used with a broad light source bandwidth, such as tungsten bulb.

【図7A】 タングステン電球のような帯域幅の広い光源と一緒に使用する冷却モジュールの異なる実施形態である。 7A is a different embodiment of the cooling module used with a broad light source bandwidth, such as tungsten bulb.

【図7B】 タングステン電球のような帯域幅の広い光源と一緒に使用する冷却モジュールの異なる実施形態である。 7B is a different embodiment of the cooling module used with a broad light source bandwidth, such as tungsten bulb.

【図8】 図2Aの光学的モジュールを使用する振幅打ち消し画像形成システムのもう一つの実施形態の略図である。 8 is a schematic illustration of another embodiment of the amplitude cancellation imaging system using the optical module of FIG. 2A.

【図8A】 図8の振幅打ち消し画像形成システムのある素子に対する回路構成である。 It is a circuit configuration for amplitude cancellation device with the image forming system of FIG. 8A FIG.

【図8B】 図8の画像形成システムが使用するタイミング・テーブルである。 Figure 8B image forming system of FIG. 8 is a timing table for use.

【図8C】 図8の振幅打ち消し画像形成システムのあるチャネルの略図である。 FIG. 8C is a channel schematic diagram of a amplitude cancellation imaging system of Fig.

【図8D】 図8の振幅打ち消し画像形成システムの他の実施形態の略図である。 Figure 8D is a schematic diagram of another embodiment of an amplitude of 8 cancellation imaging system.

【図9】 疑わしい塊の光学的検査を要約するために使用することができる、「4」次元グラフの一例である。 [9] it can be used to summarize optical examination of suspicious mass, which is an example of the "4" dimension graph.

【図10A】 刺激として反対側の頭頂に指を触れた状態の、図3の画像形成システムが入手した実験的光学的画像である。 [Figure 10A] in a state in which fingering parietal opposite as a stimulus, an experimental optical image imaging system is obtained in FIG.

【図10B】 刺激として反対側の頭頂に指を触れた状態の、図3の画像形成システムが入手した実験的光学的画像である。 [Figure 10B] in the state of fingering parietal opposite as a stimulus, an experimental optical image imaging system is obtained in FIG.

【図11】 知覚運動刺激を受けている際の、光学的信号とNMR信号との整合を示す。 Figure 11 shows when undergoing sensorimotor stimulation, the alignment of the optical signal and the NMR signal.

【図12】 被検者の認識活動中に、図3の光学的画像形成システムが検出した、前頭葉前部の皮質の光学的画像である。 [12] during the recognition activity of the subject, the optical imaging system of FIG. 3 detects an optical image of the prefrontal cortex.

【図13】 被検者の認識活動中に、図3の光学的画像形成システムが検出した、前頭葉前部の皮質の光学的画像である。 [13] during the recognition activity of the subject, the optical imaging system of FIG. 3 detects an optical image of the prefrontal cortex.

【図14A】 二人の被検者の額上の複数の位置のヒストグラムである。 FIG. 14A is a histogram of a plurality of positions on the forehead of the two subjects.

【図14B】 二人の被検者の額上の複数の位置のヒストグラムである。 FIG. 14B is a histogram of a plurality of positions on the forehead of the two subjects.

【図15】 生後一ヶ月未満の新生児と生後丁度一ヶ月の新生児の機能的活動中の光学的画像である。 15 is an optical image in the functional activity of newborns of less than one month old and old just one month newborn.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 EP(AT,BE,CH,CY, DE,DK,ES,FI,FR,GB,GR,IE,I T,LU,MC,NL,PT,SE),CA,CN,J P,US Fターム(参考) 2G059 AA01 AA06 BB12 CC18 CC20 DD01 EE02 EE04 FF01 FF08 GG01 GG02 GG03 GG08 GG10 HH01 HH02 HH06 JJ03 JJ17 KK02 KK04 KK10 MM01 MM05 MM07 MM09 MM10 MM11 MM14 MM20 NN08 PP02 PP04 4C038 KK01 KL05 KL07 KX01 KX02 KY01 KY04 【要約の続き】 を表わす第一のデータ・セットと、検査対象の組織の血 液の酸素結合量を表わす第二のデータ・セットを形成す る。 ────────────────────────────────────────────────── ─── of the front page continued (81) designated States EP (AT, BE, CH, CY, DE, DK, ES, FI, FR, GB, GR, IE, I T, LU, MC, NL, PT, SE ), CA, CN, J P, US F-term (reference) 2G059 AA01 AA06 BB12 CC18 CC20 DD01 EE02 EE04 FF01 FF08 GG01 GG02 GG03 GG08 GG10 HH01 HH02 HH06 JJ03 JJ17 KK02 KK04 KK10 MM01 MM05 MM07 MM09 MM10 MM11 MM14 MM20 NN08 PP02 PP04 4C038 and KK01 KL05 KL07 KX01 KX02 KY01 KY04 first data set representing the [more abstract], that form a second data set representing an oxygen binding amount of blood in the examined tissue. 上記プロセッサは、上記検査対象の組織内の異常な 組織を検出するために、上記第一のデータ・セットおよ び上記第二のデータ・セットの相互関係をチェックする ように配置されている。 The processor, in order to detect abnormal tissue in the tissue of the inspection object are disposed so as to check the correlation of the first data set and the second data set.

Claims (35)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】 被検者の脳組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、頭蓋を横断して検査するための光学的システムであって、 生物学的組織内に、多数の光子の移動経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポートのアレーを含む光学的モジュールであって、前記各光学的入力ポートが、光源が放射した可視光線または赤外線を導入するように構成されていて、前記各光学的検出ポートが、前記入力ポートの中の少なくとも一つから検査対象の組織内を伝播した光の光子を受信し、前記受信した光を光検出装置に供給するように構成されている光学的モジュールと、 前記光子伝播経路の少なくとも一つを通って移動した光子を検出するために、 The method according to claim 1] subject's brain tissue, in vivo, without damaging the healthy tissues, a optical system for inspecting across the skull, in a biological tissue, to form a large number of photons moving path of a optical module including an array of the array and the optical detection port of an optical input port located on the selected geometric pattern within each optical input port but the light source is not configured to introduce visible or infrared light emitted, the respective optical detection port, photons of light propagating in the examined tissue from at least one of said input ports received, the optical module is configured to supply to the light detector the light thus received, in order to detect photons moving through at least one of said photon migration paths,
    前記光源および前記光検出装置の動作を制御するように構成され、配置されているコントローラと、 前記検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも二つのデータ・セット、すなわち、前記検査対象の組織領域内の血液量を表わす第一のデータ・セットと、前記検査対象の組織の血液の酸素結合量を表わす第二のデータ・セットを形成するように配置されているプロセッサとを備え、前記プロセッサが、前記検査対象の組織内の異常な組織を検出するために、前記第一のデータ・ The light source and configured to control operation of the light detection device, and the controller being arranged, if you are connected to receive signals from the detection device, at least two data sets, i.e., the a first data set representing blood volume in the tissue region to be examined, and placed in that processor to form a second data set representing an oxygen binding amount of blood tissue of the test object wherein the processor, in order to detect abnormal tissue in the tissue of said object, said first data
    セットおよび前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置されている光学的システム。 Set and the second placed in optically systems to check the correlation of the data set.
  2. 【請求項2】 請求項1に記載の光学的システムにおいて、前記第二のデータ・セットが、ヘモグロビンの脱酸素量の数値を含む光学的システム。 Wherein an optical system comprising the optical system according to claim 1, wherein the second data set, the value of deoxygenation of hemoglobin.
  3. 【請求項3】 請求項1に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、基準組織領域を照射することによって収集される第三のデータ・セットを形成するように配置されている光学的システム。 3. A optical system according to claim 1, wherein the processor, the third placed in optically systems to form a data set to be collected by irradiating a reference tissue region.
  4. 【請求項4】 被検者の脳組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、頭蓋を横断して検査するための光学的システムであって、 前記生物学的組織の検査対象の領域内に、多数の光子の伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポートのアレーを含む光学的モジュールであって、前記各光学的入力ポートが、光源が放射した可視光線または赤外線を導入するように構成されていて、 The 4. A subject's brain tissue, in vivo, without damaging the healthy tissues, a optical system for inspecting across the skull, examination of the biological tissue subject to the area, in order to form a propagation path of a large number of photons, a optical module including an array of the array and the optical detection port of an optical input port located on the selected geometric pattern within each optical input port, the light source is not configured to introduce visible or infrared light emitted,
    前記各光学的検出ポートが、前記入力ポートの中の少なくとも一つから前記組織内を伝播した光の光子を受信し、前記受信した光を光検出装置に供給するように構成されている光学的モジュールと、 前記光子伝播経路の少なくとも一つを通って移動した光を検出するために、前記光源および前記光検出装置の動作を制御するように構成され、配置されているコントローラと、 前記検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも二つのデータ・セット、すなわち、問題の検査対象の組織領域を照射することにより収集される第一のデータ・セットと、前記検査対象の組織領域と類似の光散乱特性および吸収特性を持つ基準組織領域を照射することにより収集される第二のデータ・セットを形成するように配置されているプロ Optical each said optical detection port receives photons of light having propagated through at least one from said tissue in said input port, and the light thus received is configured to supply to the light detection device to detect module and the light which has moved through at least one of said photon migration paths, is configured to control the operation of the light source and the light detector, and a controller that is arranged, the detection device signals are connected to receive from at least two data sets, i.e., a first data set collected by irradiating a tissue region to be examined in question, the inspection target tissue Pro, which is arranged to form a second data set being collected by irradiating a reference tissue region having the light scattering and absorption characteristics similar to region ッサとを備え、前記プロセッサが、前記検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、前記第一のデータ・セットおよび前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置されている光学的システム。 A Tsu support, wherein the processor is to detect an abnormal tissue of the inspection target tissue area, to check the correlation of the first data set and said second data set optical system being arranged.
  5. 【請求項5】 被検者の脳組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、頭蓋を横断して検査するための光学的システムであって、 前記生物学的組織、または生物学的組織を表わすモデルの検査対象の領域内に、多数の光子の伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポートのアレーを含む光学的モジュールであって、前記各光学的入力ポートが、光源が放射した可視光線または赤外線を導入するように構成されていて、前記各光学的検出ポートが、前記入力ポートの中の少なくとも一つから前記組織または前記モデル内を伝播した光の光子を受信し、前記受信した光を光検出装置に供給するように構成されている光学的モジュールと、 前記光子伝播経路の少なくとも 5. A subject's brain tissue, in vivo, without damaging the healthy tissues, a optical system for inspecting across the skull, said biological tissue, or the inspection target in the area of ​​the model representing the biological tissue, in order to form a propagation path of a large number of photons, an array of the array and the optical detection port of an optical input port located on the selected geometric pattern within the a optical module including the respective optical input ports, the light source is not configured to introduce visible or infrared light emitted, the respective optical detection port, at least in said input port receive photons of light that has propagated in the tissue or the model from one, an optical module configured to provide light that is the received photodetector, least of said photon migration paths つを通って移動した光を検出するために、前記光源および前記光検出装置の動作を制御するように構成され、配置されているコントローラと、 前記検出装置からの信号を受信するように接続していて、少なくとも二つのデータ・セット、すなわち、検査対象の組織領域を照射することにより収集される第一のデータ・セットと、選択した光の光散乱特性および吸収特性を持つ組織モデルのある領域を照射することにより収集される第二のデータ・セットを形成するように配置されているプロセッサとを備え、前記プロセッサが、前記検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、前記第一のデータ・セットおよび前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置されている光学的システム。 To detect light moving One of the through, is configured to control the operation of the light source and the light detector, and a controller which is arranged, connected to receive signals from the detection device have been, at least two data sets, i.e., a region of tissue model having a first data set collected by irradiating a tissue region to be inspected, light scattering and absorption characteristics of the selected light and a processor that is arranged to form a second data set being collected by irradiating, the processor, in order to detect abnormal tissue of the inspection target tissue region, wherein the first data set and the second placed in optically systems to check the correlation of the data set.
  6. 【請求項6】 請求項1または請求項3に記載の光学的システムにおいて、 6. The optical system of claim 1 or claim 3,
    さらに、前記組織の検査対象の領域内に、多数の光子の伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する、光学的入力ポートのアレーと、光学的検出ポートのアレーを含む第二の光学的モジュールであって、前記各光学的入力ポートが、光源が放射した可視光線または赤外線を導入するように構成されていて、前記各光学的検出ポートが、前記入力ポートの中の少なくとも一つから、前記検査対象の組織内を伝播した光の光子を受信し、前記受信した光を光検出装置に供給するように構成されている第二の光学的モジュールを含み、前記プロセッサが前記両方の光学的モジュールから光学的データを受信するように配置されている光学的システム。 Further, the inspection target region of the tissue, to form a propagation path of a large number of photons, located to the selected geometric pattern within an array of optical input ports, an array of optical detection ports second an optical module including the respective optical input ports, the light source is not configured to introduce visible or infrared light emitted, the respective optical detection port, in said input port from at least one receive photons of light that has propagated in the tissue of the test object comprises a second optical module which is configured to provide light to said received the light detecting device, the processor optical system but which is arranged to receive optical data from the optical module of both the.
  7. 【請求項7】 請求項1、請求項4または請求項5に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記二つのデータ・セットのデータの間の一致を決定することによって、前記第一のデータ・セットと前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするように配置されている光学的システム。 7. The method of claim 1, in an optical system according to claim 4 or claim 5, wherein the processor is by determining a match between the data of the two data sets, the first optical system that is arranged to check the data set the interrelationship of the second data set.
  8. 【請求項8】 請求項7に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記第一のデータ・セットと前記第二のデータ・セットを二次元画像として配列するように、また前記二次元画像により前記一致を判断するようにプログラムされている光学的システム。 8. The optical system of claim 7, wherein the processor, wherein the first data set a second data set so as to be arranged as a two-dimensional image and said two-dimensional image optical system that is programmed to determine the match by.
  9. 【請求項9】 請求項7に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記第一のデータ・セットと前記第二のデータ・セットを二次元画像として配列するように、また、下記式: 1−(最大重畳残量/最大血液量信号)x100 により、前記一致を判断するようにプログラムされている光学的システム。 9. The optical system of claim 7, wherein the processor, the second data set and the first data set so as to be arranged as a two-dimensional image, also, the following formula: 1- the (maximum superposition residual / maximum blood volume signal) x100, optical system that is programmed to determine the match.
  10. 【請求項10】 請求項1、請求項2、請求項3、請求項4、請求項5、請求項6、請求項7、請求項8または請求項9に記載の光学的システムにおいて、 10. The method of claim 1, claim 2, claim 3, claim 4, claim 5, claim 6, claim 7, in an optical system according to claim 8 or claim 9,
    前記プロセッサが、さらに、検査対象の組織領域内の前記異常な組織の位置を決定するように配置されている光学的システム。 Wherein the processor is further optical system that is arranged to determine the position of the abnormal tissue in the region of the tissue examined.
  11. 【請求項11】 請求項1、請求項4または請求項5に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、光学的断層撮影アルゴリズムを実行することにより、前記データ・セットから画像データを生成することができる光学的システム。 11. The method of claim 1, in an optical system according to claim 4 or claim 5, wherein the processor by executing the optical tomography algorithm, to generate the image data from the data set an optical system that can.
  12. 【請求項12】 請求項11に記載の光学的システムにおいて、前記光学的断層撮影アルゴリズムが、画像形成が行われている組織の散乱特性による、決定した光子の確率分布に関連する要因を使用する光学的システム。 12. The optical system of claim 11, wherein the optical tomography algorithm, used by the scattering properties of tissue imaging is being performed, the factors related to the probability distribution of the determined photon optical system.
  13. 【請求項13】 請求項1、請求項4または請求項5に記載の光学的システムにおいて、前記コントローラが、前記入力ポートと前記検出ポートとの間の第一の選択した距離を入手するために、前記光源および前記検出装置を作動するように配置されていて、前記プロセッサが前記第一の距離のために前記データ・セットを形成するように配置されている光学的システム。 13. The method of claim 1, in an optical system according to claim 4 or claim 5, for the controller, to obtain a first selected distance between the detection port and the input port , the light source and is arranged to operate said detecting device, said optical system being arranged to form a data set for said processor said first distance.
  14. 【請求項14】 請求項13に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記第一に距離のために形成した前記データ・セットから画像データ・ 14. The optical system of claim 13, wherein the processor, the image data from said data set formed for the distance to the first
    セットを生成する光学的システム。 An optical system for generating a set.
  15. 【請求項15】 請求項13に記載の光学的システムにおいて、前記コントローラが、さらに、前記入力ポートと前記検出ポートとの間の第二の選択した距離を入手するために、前記光源および前記検出装置を作動するように配置されていて、前記プロセッサが前記第二の距離のためにもう一つのデータ・セットを形成するように配置されている光学的システム。 15. The optical system of claim 13, wherein the controller is further to obtain a second selected distance between the detection port and the input port, the light source and the detector device have been arranged to operate the optical system that is arranged to form another data set for said processor said second distance.
  16. 【請求項16】 請求項11、請求項12、請求項13、請求項14または請求項15に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記プロセッサから前記画像データ・セットを受信し、画像を表示するように配置されている表示デバイスを含む光学的システム。 16. A method according to claim 11, claim 12, claim 13, in an optical system according to claim 14 or claim 15, further receives the image data set from said processor, for displaying an image optical system including an arrangement has been that the display device to.
  17. 【請求項17】 請求項1、請求項4または請求項5に記載の光学的システムにおいて、 10 8 Hz程度の第一の周波数で第一のキャリヤ波形を発生するように構成さ れていて、前記第一周波数、前記入力ポートから前記検出ポートへの、光子の伝播の時間的遅延と互換性を持つ時間特性を持つ第一のオッシレータと、 前記第一のオッシレータに接続していて、前記第一のキャリヤ波形により変調された前記光を発生するように構成されている前記光源と、 前記導入した光の波形に対して、前記検出した波形の変化を判断し、それから前記波形における前記検出した光の位相シフトを測定するように構成されていて、前記位相がシフトした光が、前記検査した組織領域の散乱特性および吸収特性を示す位相検出装置と、 測定した位相シフト 17. The method of claim 1, with the optical system according to claim 4 or claim 5, is configured to generate a first carrier waveform at a first frequency of the order of 10 8 Hz, said first frequency, from said input port to said detection port, the first oscillator having a time characteristic having a time delay compatible with photon propagation, and are connected to said first oscillator, said first said light source being configured to generate said light modulated by one carrier wave, the relative introduced light wave, to determine a change in the detected waveform, then was the detection in the waveform be configured to measure the phase shift of light, phase-shifting light the phase is shifted, the phase detection apparatus according to the scattering characteristic and the absorption characteristic of the said examined tissue region, as measured 基づいて前記データ・セットを形成するように配置されている前記プロセッサを備える光学的システム。 Optical system comprising the processor being arranged to form said data set based.
  18. 【請求項18】 請求項17に記載の光学的システムにおいて、 第二の周波数で第二の波形を発生するように構成されている第二のオッシレータと、 前記第一の周波数から、10 3 Hz程度の周波数だけズレている基準周波数で 基準波形を受信し、前記検出した放射に対応する前記オフセット周波数で信号を発生するように配置されている検出装置と、 前記オフセット周波数で、前記導入した放射を前記検出した放射と比較し、そこから前記位相シフトを判断することができる前記位相検出装置とを備える光学的システム。 18. The optical system of claim 17, a second oscillator configured to generate a second waveform at a second frequency, from said first frequency, 10 3 Hz receiving the reference waveform at a reference frequency is shifted by the frequency extent, and the detected detection is arranged to generate a signal at the offset frequency corresponding to the radiation device, in the offset frequency, and the introduced radiation optical system comprising said phase detector, wherein the comparison between the detected radiation, it is possible to determine the phase shift therefrom.
  19. 【請求項19】 請求項1、請求項4または請求項5に記載の光学的システムにおいて、さらに、 前記入力ポートから前記検出ポートへの光子の伝播の時間的遅延と互換性を持つ選択した周波数の第一のキャリヤ波形を発生するように構成されているオッシレータと、 前記オッシレータから前記キャリヤ波形を受信するように接続していて、前記周波数で変調された光学的放射を発生するように構成されている前記光源と、 前記オッシレータから前記キャリヤ波形を受信し、予め指定したかなり異なる位相の第一および第二の基準位相信号を発生するように接続している位相スプリッタと、 前記位相スプリッタから、それぞれ、前記第一および第二の基準位相信号を受信するように接続していて、前記検出装置から前記検出装置信号を受信 19. The method of claim 1, in an optical system according to claim 4 or claim 5, further selected frequency from said input ports having a time delay compatible with photon propagation to the detection port and oscillator configured to the first carrier waveform generated by the optionally connected to receive said carrier waveform from oscillator is configured to generate optical radiation modulated at said frequency and said light source are configured to receive the carrier waveform from said oscillator, a phase splitter connected to generate first and second reference phase signals of quite different phases previously specified, from the phase splitter, each said first and second have connected to receive a reference phase signal, receiving said detector signal from the detection device 、そこからそれぞれ同相の信号と直角位相信号とを発生するように接続している第一および第二の二重バランス・ミキサと、 前記二重バランス・ミキサに接続していて、前記同相の出力信号と前記直角位相の出力信号とを受信し、そこから前記データ・セットを形成するように配置されている前記プロセッサとを備える光学的システム。 , Respectively and first and second double balanced mixers are connected to generate an in-phase signal and quadrature signal therefrom, have been connected to the double balanced mixers, the output of the in-phase optical system comprising said processor receives the output signal of the signal and the quadrature, are arranged therefrom to form said data set.
  20. 【請求項20】 請求項19に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記データ・セットを形成する前に、前記入力ポートのところで導入された前記光と、前記検出ポートのところで検出した前記光との間の位相シフト( 20. The optical system of claim 19 wherein, said processor, prior to forming the data set, and the light introduced at said input port, detected at said detection port phase shift between the light (
    Θ λ )を計算するように配置されている光学的システム。 Optical system that is arranged to calculate the theta lambda).
  21. 【請求項21】 請求項19に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記データ・セットを形成する前に、前記光学的入力ポートと前記光学的検出ポートとの間の、前記検出した組織内で散乱した光子の平均伝播通路の長さを計算するように配置されている光学的システム。 In the optical system according to 21. The method of claim 19, wherein the processor, prior to forming the data set between said optical input port and said optical detection port, and the detected tissue optical system that is arranged to calculate the length of the average propagation path of the scattered photons within.
  22. 【請求項22】 請求項21に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、さらに、前記検査した組織のヘモグロビン飽和(Y)を定量する際に前記経路の長さを使用する光学的システム。 22. A optical system according to claim 21, an optical system wherein the processor is further to use the length of the path in quantifying hemoglobin saturation was the examined tissue (Y).
  23. 【請求項23】 請求項19に記載の光学的システムにおいて、前記プロセッサが、前記データ・セットを形成する前に、前記同相システムおよび前記直角位相信号の平方の和の平方根として決定された信号の振幅(A λ )を計算するように配置されている光学的システム。 23. The optical system of claim 19, wherein the processor is said before forming the data set of the in-phase systems and signal determined as the square root of the sum of the squares of the quadrature signal optical system that is arranged to calculate the amplitude (a λ).
  24. 【請求項24】 請求項23に記載の光学的システムにおいて、さらに、 前記光学的検出装置から前記検出装置信号を受信し、そこから直流出力信号を形成するように接続している狭帯域検出装置と、 前記信号振幅と、前記信号振幅に前記直流出力信号を加えたものとの比率として、変調指数(M λ )をさらに決定する前記信号プロセッサとを備える光学的システム。 In the optical system according to claim 24] of claim 23, further wherein the receiving the detector signal from the optical detection device, the connected narrow-band detector to form a DC output signal therefrom When the optical system comprising said signal amplitude, as the ratio of the plus said DC output signal to the signal amplitude, and said signal processor further determining a modulation index (M λ).
  25. 【請求項25】 請求項1、請求項4または請求項5に記載の光学的システムにおいて、さらに、 選択した周波数のキャリヤ波形を発生するように構成されている少なくとも一つのオッシレータであって、前記光源が可視光線の波長または赤外線の波長を発生するように構成されている前記オッシレータに接続していて、前記光が、既知の光のパターンを達成するために前記周波数で輝度変調されるオッシレータと、 二つの入力ポートから同時に導入されたパターンの光の輝度、または位相関係を制御するように構成されている前記コントローラであって、前記導入されたパターンが、少なくとも一つの方向に、光子密度のかなりの勾配を持つ結果として得られる放射を形成し、前記結果として得られる放射が前記伝播経路上で散乱し、吸収 25. Claim 1, in an optical system according to claim 4 or claim 5, further comprising at least one oscillator configured to generate a carrier waveform of a selected frequency, the source must be connected to the oscillator that is configured to generate a wavelength of or infrared visible light, the light, and an oscillator that is intensity modulated at said frequency to achieve a pattern of known light , a said controller configured to control at the same time light intensity of the introduced patterns or phase relationship, the two input ports, said introduced patterns, at least in one direction, the photon density forming a considerable radiation resulting with a gradient, the resulting radiation is scattered on the propagation path, the absorption れるコントローラと、 時間が経過している間に、前記検出ポートの方向に、前記組織内で伝播した、 And a controller that, while time passes, the direction of the detection port, and propagates in said tissue,
    前記結果として得られる放射を検出するように構成され、配置されている前記検出装置と、 前記の結果として得られる光子密度のかなりの勾配の上で、前記検査した組織の影響を示す前記データ・セットを生成するために、前記導入した放射に対する前記検出した、結果として得られる放射の信号を処理するように配置されている前記プロセッサとを備える光学的システム。 Configured to detect radiation obtained as the result, and the detection device are arranged, on a significant slope of the photon density obtained as a result of the, the data showing the effect of tissue the test optical system comprising to generate a set was the detection for the introduced radiation, and said processor being arranged to process the radiation signal obtained as the result.
  26. 【請求項26】 請求項25に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記検出した放射の位相を検出し、前記位相を前記プロセッサに供給するように構成されている位相検出装置を備える光学的システム。 26. A optical system according to claim 25, further optical system comprising the detecting of the detected radiation of the phase, the phase detector being configured to provide the phase to the processor .
  27. 【請求項27】 請求項25に記載の光学的システムにおいて、さらに、前記検出された放射の振幅を検出し、前記振幅を前記プロセッサに供給するように構成されている振幅検出装置を備える光学的システム。 27. The optical system of claim 25, further detects the amplitude of the detected radiation, optical with an amplitude detector that is configured to provide the amplitude to the processor system.
  28. 【請求項28】 請求項25に記載の光学的システムにおいて、二つの入力ポートから導入した光のパターンの位相関係が180度である光学的システム。 28. The optical system of claim 25, the optical system phase relationship of light patterns introduced from two input ports is 180 degrees.
  29. 【請求項29】 請求項1、請求項4または請求項5に記載の光学的システムにおいて、前記光源が、比較的長い光のパルスを発生し、前記プロセッサが、 29. Claim 1, in an optical system according to claim 4 or claim 5, wherein said light source generates pulses of relatively long optical, the processor,
    光検出ポートに対して対称的に配置されている二つの入力ポートから放射された前記二つのパルスの振幅を差し引くことにより前記データ・セットを形成する光学的システム。 Optical system for forming the data set by subtracting amplitude of the two pulses emitted from two input ports are symmetrically disposed with respect to the optical detection port.
  30. 【請求項30】 請求項1、請求項4または請求項5に記載の光学的システムにおいて、組織の成分に選択性を与えるために、二つの選択した波長で光子を導入し、検出するように構成されている光学的システム。 30. The method of claim 1, in an optical system according to claim 4 or claim 5, in order to provide selectivity for components of the tissue, to introduce photons at two selected wavelengths, to detect optical system configured.
  31. 【請求項31】 請求項30に記載の光学的システムにおいて、前記組織成分が内発的な色素である光学的システム。 31. An optical system in an optical system according to claim 30, wherein the tissue component is endogenous pigment.
  32. 【請求項32】 請求項31に記載の光学的システムにおいて、前記内発的なな色素がヘモグロビンである光学的システム。 32. An optical system in an optical system according to claim 31, wherein the onset specific Do dye is hemoglobin.
  33. 【請求項33】 請求項30に記載の光学的システムにおいて、前記組織成分が、外発的な色素である光学的システム。 33. The optical system of claim 30, wherein the tissue components, optical systems are extrinsic pigment.
  34. 【請求項34】 請求項33に記載の光学的システムにおいて、前記外発的な色素が、選択した造影剤である光学的システム。 34. A optical system according to claim 33, wherein the outer onset specific dyes, optical system is selected contrast agent.
  35. 【請求項35】 被検者の脳組織を、生体内で、健康な組織に損傷を与えないで、頭蓋を横断して検査するための光学的方法であって、 前記組織の検査対象の領域内に多数の光子の伝播経路を形成するために、選択した幾何学的パターン内に位置する光学的入力ポートのアレーと光学的検出ポートのアレーを含む光学的モジュールを設置するステップと、 前記被検者の頭部の外部上に前記光学的モジュールを設置するステップと、 可視光線または赤外線を少なくとも一つの前記光学的入力ポートから検査対象の組織領域内に導入し、前記検出ポートの中の少なくとも一つのポートへ、前記検査対象の組織領域内を伝播した光の光子を受信するステップと、 前記少なくとも一つの検出ポートに光学的に接続している少なくとも一つの光学的検 The 35. subject's brain tissue, in vivo, without damaging the healthy tissue, an optical method for inspecting across the skull, examination target region of the tissue to form a large number of photons in the propagation path within, comprising the steps of: installing an optical module including an array of the array and the optical detection port of an optical input port located on the selected geometric pattern within the object a step of placing the optical module to the outside on the subject's head, is introduced into the examined tissue region visible or infrared light from at least one of said optical input port, at least in said detection port to one port, and receiving photons of light having propagated through the test object in the tissue region, the at least one optically connected to that at least one optical biopsy detection port 装置により前記受信した光子を検出するステップと、 選択した入力ポートおよび検出ポートとの間を伝播した光の光子に対応する光学的データを収集するために、前記導入ステップおよび検出ステップを制御するステップと、 少なくとも二つのデータ・セット、すなわち、前記検査対象の組織領域内の血液量を表わす第一のデータ・セットと、前記検査対象の組織領域内の血液の酸素結合量を表わす第二のデータ・セットを形成するために、前記光学的データを処理するステップと、 前記検査対象の組織領域内の異常な組織を検出するために、前記第一のデータ・セットと前記第二のデータ・セットの相互関係をチェックするステップとを含む光学的方法。 Detecting photons said received by the device, to collect optical data corresponding to photons of light propagating between the input port and detection port selected, the step of controlling the introduction step and the detection step If at least two data sets, i.e., second data representing a first data set representing blood volume in the tissue region of said object, oxygen binding amount of blood tissue region of said object set in order to form a step and, in order to detect abnormal tissue of the inspection target tissue region, wherein the second data set and the first data set for processing said optical data optical methods comprising the step of checking the correlation.
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Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002139420A (en) * 2000-10-30 2002-05-17 Hamamatsu Photonics Kk Calibration method of scattered absorber measuring apparatus and scattered absorber measuring apparatus using the same
EP1407711A1 (en) 2002-10-07 2004-04-14 Hitachi Medical Corporation Optical system for measuring metabolism in a body
EP1665979A1 (en) 2004-12-03 2006-06-07 Hitachi, Ltd. Optical system for measuring tissue properties
JP2008149154A (en) * 2000-11-27 2008-07-03 General Hospital Corp Fluorescence-mediated molecular tomography
EP2092880A1 (en) 2008-02-20 2009-08-26 Hitachi Ltd. Biological optical measurement probe and biological optical measurement instrument therewith
JP2010214087A (en) * 2009-03-18 2010-09-30 Korea Inst Of Science & Technology Apparatus for measuring brain conditions
WO2012091229A1 (en) * 2010-12-28 2012-07-05 성균관대학교 산학협력단 Optical imaging analysis method for cerebral haemodynamics
JP2013061345A (en) * 2005-09-08 2013-04-04 Vioptix Inc Device
KR101270405B1 (en) 2013-02-14 2013-06-07 성균관대학교산학협력단 An optical imaging analysis method for brain hemodynamics

Families Citing this family (66)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070167704A1 (en) * 1998-02-13 2007-07-19 Britton Chance Transabdominal examination, monitoring and imaging of tissue
US6949081B1 (en) 1998-08-26 2005-09-27 Non-Invasive Technology, Inc. Sensing and interactive drug delivery
US7904139B2 (en) 1999-08-26 2011-03-08 Non-Invasive Technology Inc. Optical examination of biological tissue using non-contact irradiation and detection
TW453862B (en) * 1999-08-30 2001-09-11 Cas Medical Systems Inc Near infrared spectrophotometric monitoring assembly for non-invasive monitoring of blood oxygenation levels in a subjects's body
AU7579300A (en) * 1999-09-14 2001-04-17 Research Foundation of State University of New York, Technology Transfer Office, The Method and system for imaging the dynamics of scattering medium
JP3796086B2 (en) * 1999-12-27 2006-07-12 株式会社日立メディコ Biological light measuring device
US7006676B1 (en) 2000-01-21 2006-02-28 Medical Optical Imaging, Inc. Method and apparatus for detecting an abnormality within a host medium utilizing frequency-swept modulation diffusion tomography
US7299096B2 (en) * 2001-03-08 2007-11-20 Northstar Neuroscience, Inc. System and method for treating Parkinson's Disease and other movement disorders
DE60142170D1 (en) * 2000-10-16 2010-07-01 Hitachi Medical Corp An optical organism measuring device
US7383076B2 (en) 2000-11-27 2008-06-03 The General Hospital Corporation Fluorescence-mediated molecular tomography
WO2002082988A2 (en) * 2001-04-16 2002-10-24 The Johns Hopkins University Method for imaging and spectroscopy of tumors and determination of the efficacy of anti-tumor drug therapies
JP4112882B2 (en) * 2001-07-19 2008-07-02 株式会社日立メディコ Biological light measuring device
GB0213836D0 (en) * 2002-06-14 2002-07-24 Electrode Company The Ltd Analytical apparatus
US7045763B2 (en) 2002-06-28 2006-05-16 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Object-recognition lock
US7840257B2 (en) 2003-01-04 2010-11-23 Non Invasive Technology, Inc. Examination of biological tissue using non-contact optical probes
WO2006024038A2 (en) * 2004-08-27 2006-03-02 Codman & Shurtleff Light-based implant for treating alzheimer’s disease
USRE47266E1 (en) * 2005-03-14 2019-03-05 DePuy Synthes Products, Inc. Light-based implants for treating Alzheimer's disease
SG120995A1 (en) * 2004-09-10 2006-04-26 Agency Science Tech & Res A method and apparatus for determining asymmetry in an image
US8951202B2 (en) * 2004-12-23 2015-02-10 David Borsook Recognizing awareness in an anesthetized subject
US7288108B2 (en) * 2005-03-14 2007-10-30 Codman & Shurtleff, Inc. Red light implant for treating Parkinson's disease
US7865223B1 (en) 2005-03-14 2011-01-04 Peter Bernreuter In vivo blood spectrometry
US8055321B2 (en) 2005-03-14 2011-11-08 Peter Bernreuter Tissue oximetry apparatus and method
US7351253B2 (en) * 2005-06-16 2008-04-01 Codman & Shurtleff, Inc. Intranasal red light probe for treating Alzheimer's disease
WO2007009063A2 (en) * 2005-07-13 2007-01-18 Branch Thomas P Apparatus and method for evaluating ligaments
US8167920B2 (en) * 2005-10-31 2012-05-01 Codman & Shurtleff, Inc. Intranasal delivery of compounds that reduce intrancranial pressure
US7402713B2 (en) 2006-03-07 2008-07-22 E.I. Du Pont De Nemours And Company Processes for conversion of tyrosine to p-hydroxystyrene and p-acetoxystyrene
GB0607270D0 (en) * 2006-04-11 2006-05-17 Univ Nottingham The pulsing blood supply
WO2007149751A2 (en) 2006-06-22 2007-12-27 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Multi-source encoded x-ray imaging
US8457705B2 (en) * 2006-10-25 2013-06-04 University Of Denver Brain imaging system and methods for direct prosthesis control
WO2008063527A2 (en) * 2006-11-13 2008-05-29 Faro Scott H Detection of deception and truth-telling using fmri of the brain
US20080218727A1 (en) * 2006-12-22 2008-09-11 Art, Advanced Research Technologies Inc. Method and apparatus for optical image reconstruction using contour determination
JP5138701B2 (en) * 2006-12-22 2013-02-06 ワシントン・ユニバーシティWashington University High-performance imaging systems and related methods used were for diffuse optical tomography
US20080177163A1 (en) * 2007-01-19 2008-07-24 O2 Medtech, Inc. Volumetric image formation from optical scans of biological tissue with multiple applications including deep brain oxygenation level monitoring
DE102007015306A1 (en) * 2007-03-27 2008-10-02 Siemens Ag Investigation for a time characteristic of a three-dimensionally spatially resolved presence probability distribution of a substance in a vasculature
US8323694B2 (en) * 2007-05-09 2012-12-04 Nanoprobes, Inc. Gold nanoparticles for selective IR heating
CA2700948A1 (en) * 2007-09-25 2009-04-02 Gifu University Magnetic resonance imaging apparatus and operating method therefor, diagnostic imaging system, and diagnosis method
US8380272B2 (en) 2007-12-21 2013-02-19 Covidien Lp Physiological sensor
US9320914B2 (en) 2008-03-03 2016-04-26 DePuy Synthes Products, Inc. Endoscopic delivery of red/NIR light to the subventricular zone
US9480425B2 (en) * 2008-04-17 2016-11-01 Washington University Task-less optical mapping of dynamic brain function using resting state functional connectivity
CN104939806A (en) 2008-05-20 2015-09-30 大学健康网络 Device and method for fluorescence-based imaging and monitoring
US20110301500A1 (en) * 2008-10-29 2011-12-08 Tim Maguire Automated vessel puncture device using three-dimensional(3d) near infrared (nir) imaging and a robotically driven needle
WO2010056973A1 (en) * 2008-11-14 2010-05-20 Nonin Medical, Inc. Optical sensor path selection
US20100198316A1 (en) * 2009-02-04 2010-08-05 Richard Toselli Intracranial Red Light Treatment Device For Chronic Pain
US8583565B2 (en) * 2009-08-03 2013-11-12 Colorado Seminary, Which Owns And Operates The University Of Denver Brain imaging system and methods for direct prosthesis control
WO2011035408A1 (en) 2009-09-22 2011-03-31 La Corporation De L'ecole Polytechnique De Montreal B.R.C.D.T. Method and system for optical data acquisition and tomography imaging of a turbid medium object
CA2781393C (en) 2009-11-19 2017-08-08 Modulated Imaging, Inc. Method and apparatus for analysis of turbid media via single-element detection using structured illumination
US20110123452A1 (en) * 2009-11-25 2011-05-26 Nanoprobes, Inc. Metal oligomers and polymers and their use in biology and medicine
US9861287B2 (en) 2009-12-15 2018-01-09 The United States Of America, As Represented By The Secretary, Department Of Health And Human Services Method for detecting hematoma, portable detection and discrimination device and related systems and apparatuses
WO2012050847A2 (en) 2010-09-28 2012-04-19 Masimo Corporation Depth of consciousness monitor including oximeter
US9775545B2 (en) 2010-09-28 2017-10-03 Masimo Corporation Magnetic electrical connector for patient monitors
WO2012054768A1 (en) * 2010-10-20 2012-04-26 Advanced Mri Technologies, Llc Multiplexed shifted echo planar imaging
EP2734259B1 (en) * 2011-07-20 2016-11-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Percutaneous device to visualize, target and ablate nerves
US9247896B2 (en) * 2012-01-04 2016-02-02 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for determining respiration information using phase locked loop
US9968259B2 (en) * 2012-01-24 2018-05-15 Northeastern University Systems and methods for sensing, enumerating and imaging rare cells with diffuse light
WO2013186780A1 (en) * 2012-06-13 2013-12-19 Hadasit Medical Research Services And Development Ltd. Devices and methods for detection of internal bleeding and hematoma
US8892192B2 (en) 2012-11-07 2014-11-18 Modulated Imaging, Inc. Efficient modulated imaging
US9560978B2 (en) 2013-02-05 2017-02-07 Covidien Lp Systems and methods for determining respiration information from a physiological signal using amplitude demodulation
US9554712B2 (en) 2013-02-27 2017-01-31 Covidien Lp Systems and methods for generating an artificial photoplethysmograph signal
CN103610467B (en) * 2013-11-05 2016-08-03 李鲁亚 Parallel sensing means and the near infrared detection systems of animal organs and tissues Method
US20160296154A1 (en) * 2013-11-15 2016-10-13 Archeoptix Biomedical Inc. Apparatus and method of intracranial imaging
USD763938S1 (en) 2014-04-02 2016-08-16 Cephalogics, LLC Optical sensor array
USD763939S1 (en) 2014-04-02 2016-08-16 Cephalogics, LLC Optical sensor array liner with optical sensor array pad
WO2016057553A1 (en) 2014-10-07 2016-04-14 Masimo Corporation Modular physiological sensors
USD775634S1 (en) * 2014-10-30 2017-01-03 Kardium Inc. Display screen or portion thereof with animated graphical user interface for a monitoring and control device for an intra-cardiac procedure system
USD775141S1 (en) * 2014-10-30 2016-12-27 Kardium Inc. Display screen or portion thereof with animated graphical user interface for a monitoring and control device for an intra-cardiac procedure system
TWI554248B (en) * 2015-02-25 2016-10-21 Univ Nat Chiao Tung Light detection apparatus and image reconstruction method using the light detection apparatus

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08501225A (en) * 1992-06-17 1996-02-13 ノン−インヴェイシヴ テクノロジイ,インク. Examination of the object using the photons moving in a high directivity Technology
WO1996020638A1 (en) * 1995-01-03 1996-07-11 Non-Invasive Technology, Inc. Optical coupler for in vivo examination of biological tissue
JPH08508429A (en) * 1993-03-30 1996-09-10 ノン−インヴェイシヴ テクノロジイ,インク. Quantitative and qualitative vivo tissue analysis using time-resolved spectroscopy
JPH09500304A (en) * 1993-07-16 1997-01-14 ノン インヴェイシヴ テクノロジイ,インク. Inspection method of breast tissue using a time-resolved spectroscopy
JPH10510626A (en) * 1994-12-02 1998-10-13 ノン−インヴェイシヴ テクノロジイ,インク. Optical techniques for examination of biological tissue
JPH10511568A (en) * 1994-12-02 1998-11-10 ノン−インヴェイシヴ テクノロジイ,インク. Monitoring of one or more solutes in a biological tissue by optical techniques

Family Cites Families (108)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2706927A (en) * 1949-08-04 1955-04-26 Research Corp Apparatus for determining percentage oxygen-saturation of blood
US2790438A (en) * 1956-01-13 1957-04-30 Taplin Ronald Harold Earpieces for oximeters
US3068742A (en) 1959-06-15 1962-12-18 American Optical Corp Means for performing colorimetry
US3412729A (en) * 1965-08-30 1968-11-26 Nasa Usa Method and apparatus for continuously monitoring blood oxygenation, blood pressure, pulse rate and the pressure pulse curve utilizing an ear oximeter as transducer
US3461856A (en) * 1965-10-23 1969-08-19 American Optical Corp Oximeters
US3638640A (en) * 1967-11-01 1972-02-01 Robert F Shaw Oximeter and method for in vivo determination of oxygen saturation in blood using three or more different wavelengths
US3704706A (en) 1969-10-23 1972-12-05 Univ Drexel Heart rate and respiratory monitor
US3709612A (en) * 1971-03-10 1973-01-09 Miles Lab Apparatus for measuring reflected light under stabilized light source conditions
US3866599A (en) * 1972-01-21 1975-02-18 Univ Washington Fiberoptic catheter
CH581836A5 (en) 1974-08-20 1976-11-15 Contraves Ag
JPS5725217B2 (en) 1974-10-14 1982-05-28
US4014321A (en) * 1974-11-25 1977-03-29 March Wayne F Non-invasive glucose sensor system
CA1037285A (en) * 1975-04-30 1978-08-29 Glenfield Warner Ear oximetry process and apparatus
US4029085A (en) * 1976-03-26 1977-06-14 Purdue Research Foundation Method for determining bilirubin concentration from skin reflectance
US4119406A (en) * 1976-05-06 1978-10-10 Miles Laboratories, Inc. Calibration apparatus
US4416285A (en) 1978-11-29 1983-11-22 Oximetrix, Inc. Improved optical catheter and method for making same
US4167331A (en) * 1976-12-20 1979-09-11 Hewlett-Packard Company Multi-wavelength incremental absorbence oximeter
US4129125A (en) 1976-12-27 1978-12-12 Camin Research Corp. Patient monitoring system
US4086652A (en) * 1977-01-19 1978-04-25 Block Engineering, Inc. Method and apparatus for analyzing a time-dependent phenomenon
US4281645A (en) * 1977-06-28 1981-08-04 Duke University, Inc. Method and apparatus for monitoring metabolism in body organs
US4222389A (en) * 1977-10-18 1980-09-16 Institute Of Applied Biology Special Cancer Research Project Objective determination of the rate of oxygen utilization in peripheral tissue
US4162405A (en) * 1978-05-23 1979-07-24 Britton Chance Flying spot fluoro-meter for oxidized flavoprotein and reduced pyridine nucleotide
JPS6216646B2 (en) * 1978-06-22 1987-04-14 Minolta Camera Kk
US4224948A (en) * 1978-11-24 1980-09-30 Cramer Frank B Wrist borne pulse meter/chronometer
US4469107A (en) * 1979-01-02 1984-09-04 Asmar Raymond A Automatic blood pressure measurement device with threshold compensation circuitry and method for performing the same
US4259963A (en) * 1979-07-03 1981-04-07 Albert Huch Multi-purpose transducer for transcutaneous blood measurements
US4515165A (en) * 1980-02-04 1985-05-07 Energy Conversion Devices, Inc. Apparatus and method for detecting tumors
JPS57110928A (en) * 1980-12-27 1982-07-10 Sharp Corp Thermometer
US4510165A (en) * 1981-12-21 1985-04-09 Heat And Control, Inc. Taco shell forming and cooking method
US4452250A (en) * 1982-04-29 1984-06-05 Britton Chance NMR System for the non-invasive study of phosphorus metabilism
US4576173A (en) * 1982-06-28 1986-03-18 The Johns Hopkins University Electro-optical device and method for monitoring instanteous singlet oxygen concentration produced during photoradiation using a CW excitation source
US4700708A (en) * 1982-09-02 1987-10-20 Nellcor Incorporated Calibrated optical oximeter probe
DE3323365C2 (en) * 1982-09-04 1994-10-20 Gsf Forschungszentrum Umwelt Method and apparatus for illumination of cavities
US5139025A (en) * 1983-10-14 1992-08-18 Somanetics Corporation Method and apparatus for in vivo optical spectroscopic examination
US4714341A (en) 1984-02-23 1987-12-22 Minolta Camera Kabushiki Kaisha Multi-wavelength oximeter having a means for disregarding a poor signal
IT1206462B (en) * 1984-08-07 1989-04-27 Anic Spa Photometer pulsed light in multiple wavelength for non-invasive monitoring.
US4807637A (en) * 1984-08-20 1989-02-28 American Science And Engineering, Inc. Diaphanography method and apparatus
FR2579092B1 (en) * 1985-03-22 1989-06-16 Univ Toulouse implantable sensor intracranial pressure
US5106387A (en) * 1985-03-22 1992-04-21 Massachusetts Institute Of Technology Method for spectroscopic diagnosis of tissue
US4648892A (en) * 1985-03-22 1987-03-10 Massachusetts Institute Of Technology Method for making optical shield for a laser catheter
US4655225A (en) * 1985-04-18 1987-04-07 Kurabo Industries Ltd. Spectrophotometric method and apparatus for the non-invasive
US4774679A (en) * 1986-02-20 1988-09-27 Carlin John A Stride evaluation system
JPH0251339B2 (en) * 1986-05-27 1990-11-07 Sumitomo Electric Industries
US5026431A (en) * 1986-06-09 1991-06-25 Skolnik Industries, Inc. Process of koshering containers
US4800495A (en) * 1986-08-18 1989-01-24 Physio-Control Corporation Method and apparatus for processing signals used in oximetry
US4824242A (en) * 1986-09-26 1989-04-25 Sensormedics Corporation Non-invasive oximeter and method
US4940453A (en) * 1987-01-28 1990-07-10 Cadwell Industries, Inc. Method and apparatus for magnetically stimulating neurons
US4880304A (en) 1987-04-01 1989-11-14 Nippon Colin Co., Ltd. Optical sensor for pulse oximeter
US4773422A (en) * 1987-04-30 1988-09-27 Nonin Medical, Inc. Single channel pulse oximeter
JPS63277039A (en) * 1987-05-08 1988-11-15 Hamamatsu Photonics Kk Diagnostic apparatus
FR2617602B1 (en) 1987-07-03 1989-10-20 Thomson Csf Method and imaging system transillumination has marking frequency photons
US4805623A (en) * 1987-09-04 1989-02-21 Vander Corporation Spectrophotometric method for quantitatively determining the concentration of a dilute component in a light- or other radiation-scattering environment
US4836207A (en) * 1987-09-09 1989-06-06 The Beth Israel Hospital Association Method and apparatus to monitor cholesterol levels with photon correlation spectroscopy
US4800885A (en) * 1987-12-02 1989-01-31 The Boc Group, Inc. Blood constituent monitoring apparatus and methods with frequency division multiplexing
US4846183A (en) * 1987-12-02 1989-07-11 The Boc Group, Inc. Blood parameter monitoring apparatus and methods
DE3810411A1 (en) * 1988-03-26 1989-10-12 Nicolay Gmbh Device for fixing a measuring transducer, in particular a measuring transducer for oximetric measurements
US4869254A (en) * 1988-03-30 1989-09-26 Nellcor Incorporated Method and apparatus for calculating arterial oxygen saturation
US5137355A (en) * 1988-06-08 1992-08-11 The Research Foundation Of State University Of New York Method of imaging a random medium
US4951682A (en) * 1988-06-22 1990-08-28 The Cleveland Clinic Foundation Continuous cardiac output by impedance measurements in the heart
US5596987A (en) * 1988-11-02 1997-01-28 Noninvasive Technology, Inc. Optical coupler for in vivo examination of biological tissue
US5111821A (en) 1988-11-08 1992-05-12 Health Research, Inc. Fluorometric method for detecting abnormal tissue using dual long-wavelength excitation
US4937526A (en) * 1988-11-23 1990-06-26 Mayo Foundation For Medical Education And Research Adaptive method for reducing motion and flow artifacts in NMR images
JPH06103257B2 (en) * 1988-12-19 1994-12-14 大塚電子株式会社 Extinction coefficient measuring method and apparatus for materials using light scattering
US5119815A (en) 1988-12-21 1992-06-09 Nim, Incorporated Apparatus for determining the concentration of a tissue pigment of known absorbance, in vivo, using the decay characteristics of scintered electromagnetic radiation
US5553614A (en) 1988-12-21 1996-09-10 Non-Invasive Technology, Inc. Examination of biological tissue using frequency domain spectroscopy
US5122974A (en) * 1989-02-06 1992-06-16 Nim, Inc. Phase modulated spectrophotometry
US4972331A (en) 1989-02-06 1990-11-20 Nim, Inc. Phase modulated spectrophotometry
US5187672A (en) 1989-02-06 1993-02-16 Nim Incorporated Phase modulation spectroscopic system
WO1990009637A1 (en) * 1989-02-13 1990-08-23 Research Corporation Technologies, Inc. Method and means for parallel frequency acquisition in frequency domain fluorometry
US5090415A (en) * 1989-02-14 1992-02-25 Hamamatsu Photonics Kabushiki Kaisha Examination apparatus
US5178142A (en) * 1989-05-23 1993-01-12 Vivascan Corporation Electromagnetic method and apparatus to measure constituents of human or animal tissue
DD298677A5 (en) * 1989-11-16 1992-03-05 Humboldt-Universitaet Zu Berlin (Charite),De Method for determining the volume flow
JP2798450B2 (en) * 1989-12-08 1998-09-17 株式会社日立製作所 Living body measuring device
GB9011887D0 (en) * 1990-05-26 1990-07-18 Le Fit Ltd Pulse responsive device
WO1991018549A1 (en) * 1990-05-29 1991-12-12 Yue Samuel K Fetal probe apparatus
US5143081A (en) * 1990-07-27 1992-09-01 New York University Randomized double pulse stimulus and paired event analysis
US5845639A (en) * 1990-08-10 1998-12-08 Board Of Regents Of The University Of Washington Optical imaging methods
US5251128A (en) * 1990-11-19 1993-10-05 General Electric Company Motion artifact reduction in projection imaging
US5213105A (en) * 1990-12-04 1993-05-25 Research Corporation Technologies, Inc. Frequency domain optical imaging using diffusion of intensity modulated radiation
US5564417A (en) * 1991-01-24 1996-10-15 Non-Invasive Technology, Inc. Pathlength corrected oximeter and the like
US5300097A (en) * 1991-02-13 1994-04-05 Lerner Ethan A Fiber optic psoriasis treatment device
US5218962A (en) * 1991-04-15 1993-06-15 Nellcor Incorporated Multiple region pulse oximetry probe and oximeter
US5873821A (en) * 1992-05-18 1999-02-23 Non-Invasive Technology, Inc. Lateralization spectrophotometer
US5203339A (en) * 1991-06-28 1993-04-20 The Government Of The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Health And Human Services Method and apparatus for imaging a physical parameter in turbid media using diffuse waves
DE69227545T2 (en) * 1991-07-12 1999-04-29 Mark R Robinson Oximeter for reliable clinical determination of blood oxygen saturation in a fetus
DE4129438C2 (en) * 1991-09-04 1993-06-17 Siemens Ag, 8000 Muenchen, De
US5309912A (en) * 1991-11-08 1994-05-10 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Of Health And Human Services Multidimensional imaging using a single point detector for a phase encoded modulated optical carrier
US5277181A (en) * 1991-12-12 1994-01-11 Vivascan Corporation Noninvasive measurement of hematocrit and hemoglobin content by differential optical analysis
US5413098A (en) * 1991-12-24 1995-05-09 Sextant Medical Corporation Path constrained spectrophotometer and method for determination of spatial distribution of light or other radiation scattering and absorbing substances in a radiation scattering medium
US6058324A (en) * 1993-06-17 2000-05-02 Non-Invasive Technology, Inc. Examination and imaging of biological tissue
US5949077A (en) * 1992-08-10 1999-09-07 Alfano; Robert R. Technique for imaging an object in or behind a scattering medium
WO1994005209A1 (en) * 1992-08-31 1994-03-17 Hitachi, Ltd. Optical ct apparatus
IL107396A (en) * 1992-11-09 1997-02-18 Boehringer Mannheim Gmbh Method and apparatus for analytical determination of glucose in a biological matrix
US5402778A (en) * 1993-01-19 1995-04-04 Nim Incorporated Spectrophotometric examination of tissue of small dimension
US5551423A (en) * 1993-01-26 1996-09-03 Nihon Kohden Corporation Pulse oximeter probe
US5416582A (en) * 1993-02-11 1995-05-16 The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services Method and apparatus for localization and spectroscopy of objects using optical frequency modulation of diffusion waves
US5497769A (en) * 1993-12-16 1996-03-12 I.S.S. (Usa) Inc. Photosensor with multiple light sources
US5358503A (en) * 1994-01-25 1994-10-25 Bertwell Dale E Photo-thermal therapeutic device and method
US6215587B1 (en) * 1994-02-14 2001-04-10 Robert R. Alfano Microscope imaging inside highly scattering media
US5625458A (en) * 1994-11-10 1997-04-29 Research Foundation Of City College Of New York Method and system for imaging objects in turbid media using diffusive fermat photons
US5706821A (en) * 1994-12-30 1998-01-13 Hamamatsu Photonics K.K. Spectroscopic method for quantitatively determining the change of concentration of a light or other radiation absorbing compound in a medium which is interrogated through an intervening medium
US6108576A (en) * 1996-03-18 2000-08-22 The Research Foundation Of City College Of New York Time-resolved diffusion tomographic 2D and 3D imaging in highly scattering turbid media
DE19510024C2 (en) * 1995-03-20 1997-02-06 Hoechst Ag A process for preparing pentafluoroethane (R 125)
US5655530A (en) * 1995-08-09 1997-08-12 Rio Grande Medical Technologies, Inc. Method for non-invasive blood analyte measurement with improved optical interface
US5853370A (en) * 1996-09-13 1998-12-29 Non-Invasive Technology, Inc. Optical system and method for non-invasive imaging of biological tissue
EP0943075B1 (en) * 1996-12-04 2005-06-01 The Research Foundation of city college of New York A system and method for performing selected optical measurements
US6091983A (en) * 1997-02-07 2000-07-18 Alfano; Robert R. Imaging of objects in turbid media based upon the preservation of polarized luminescence emitted from contrast agents
US5943122A (en) * 1998-07-10 1999-08-24 Nanometrics Incorporated Integrated optical measurement instruments

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08501225A (en) * 1992-06-17 1996-02-13 ノン−インヴェイシヴ テクノロジイ,インク. Examination of the object using the photons moving in a high directivity Technology
JPH08508429A (en) * 1993-03-30 1996-09-10 ノン−インヴェイシヴ テクノロジイ,インク. Quantitative and qualitative vivo tissue analysis using time-resolved spectroscopy
JPH09500304A (en) * 1993-07-16 1997-01-14 ノン インヴェイシヴ テクノロジイ,インク. Inspection method of breast tissue using a time-resolved spectroscopy
JPH10510626A (en) * 1994-12-02 1998-10-13 ノン−インヴェイシヴ テクノロジイ,インク. Optical techniques for examination of biological tissue
JPH10511568A (en) * 1994-12-02 1998-11-10 ノン−インヴェイシヴ テクノロジイ,インク. Monitoring of one or more solutes in a biological tissue by optical techniques
WO1996020638A1 (en) * 1995-01-03 1996-07-11 Non-Invasive Technology, Inc. Optical coupler for in vivo examination of biological tissue
JPH10511875A (en) * 1995-01-03 1998-11-17 ノン−インヴェイシヴ テクノロジイ,インク. The optical coupler for in vivo examination of biological tissue

Cited By (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4499270B2 (en) * 2000-10-30 2010-07-07 浜松ホトニクス株式会社 Calibration method for measuring a scattering medium device, and measuring a scattering medium device using the same
JP2002139420A (en) * 2000-10-30 2002-05-17 Hamamatsu Photonics Kk Calibration method of scattered absorber measuring apparatus and scattered absorber measuring apparatus using the same
JP2008149154A (en) * 2000-11-27 2008-07-03 General Hospital Corp Fluorescence-mediated molecular tomography
US6904302B2 (en) 2002-10-07 2005-06-07 Hitachi, Ltd. Optical system for measuring metabolism in a body
EP1407711A1 (en) 2002-10-07 2004-04-14 Hitachi Medical Corporation Optical system for measuring metabolism in a body
EP1665979A1 (en) 2004-12-03 2006-06-07 Hitachi, Ltd. Optical system for measuring tissue properties
JP2013061345A (en) * 2005-09-08 2013-04-04 Vioptix Inc Device
JP2015007643A (en) * 2005-09-08 2015-01-15 ビオプティックス・インコーポレイテッドVioptix,Inc. Method
EP2092880A1 (en) 2008-02-20 2009-08-26 Hitachi Ltd. Biological optical measurement probe and biological optical measurement instrument therewith
US8364227B2 (en) 2008-02-20 2013-01-29 Hitachi, Ltd. Biological optical measurement probe and biological optical measurement instrument therewith
JP2010214087A (en) * 2009-03-18 2010-09-30 Korea Inst Of Science & Technology Apparatus for measuring brain conditions
WO2012091229A1 (en) * 2010-12-28 2012-07-05 성균관대학교 산학협력단 Optical imaging analysis method for cerebral haemodynamics
KR101270405B1 (en) 2013-02-14 2013-06-07 성균관대학교산학협력단 An optical imaging analysis method for brain hemodynamics

Also Published As

Publication number Publication date
WO1999040841A1 (en) 1999-08-19
US20050228291A1 (en) 2005-10-13
EP1054619A1 (en) 2000-11-29
CA2319456A1 (en) 1999-08-19
EP1054619B1 (en) 2007-11-21
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